JP2005521440A - 骨再生のための、生体再吸収可能な骨伝導性組成物 - Google Patents

Abstract

生体再吸収可能な骨伝導組成物ならびに歯周部、歯槽または上顎の再生、頭蓋骨欠損、および脊髄再生における骨修復のための足場として、この組成物を使用する方法が開示される。この生体再吸収可能な組成物は、生体再吸収可能なポリマー、ミクロ微粒子性またはナノ微粒子性の充填剤および孔生成材料を含む。この生体再吸収可能なポリマーは、電気的に不飽和であり得、そして架橋剤を用いて架橋可能であり得る。このミクロ充填剤またはナノ充填剤は、金属、炭酸カルシウム、炭素のような任意の天然の生体適合性材料、生体適合性合成材料、またはヒドロキシアパタイトのようなバイオセラミックであり得る。この孔生成材料は、カルボネートおよび酸のような発泡剤であり得る。

Description

（発明の背景）
米国政府は、Ｊｏｓｅｐｈ Ｄ．Ｇｒｅｓｓｅｒに対するＮＩＨ／ＮＩＤＲ助成金番号１ Ｒ４３ ＤＥ １２２９０−０１Ａ１およびＫａｉ−Ｕｗｅ Ｌｅｗａｎｄｒｏｗｓｋｉに対するＮＩＨ／ＮＩＡＭＳ助成金番号ＡＲ ４５０６２による本発明における権利を有する。

２００２年２月５日に出願されたＵ．Ｓ．Ｓ．Ｎ．６０／３５４，８３３に対する優先権を主張する。

本出願は、概して、骨修復のための生体再吸収可能な骨伝導性組成物の使用、およびそこから形成される足場に関連する。好ましい実施形態において、本出願は、歯周部、歯槽、または上顎骨再生のような口の再構築、頭蓋骨欠損および脊髄修復のための、ミクロ充填剤またはナノ充填剤ならびに孔形成剤を含む生体再吸収可能な骨伝導性組成物の使用方法に関連する。

１９８０年代半ばにおける研究により、米国で毎年約４５０万人が、骨折に苦しんでいると推定された。骨損失を生じる歯周病のような骨疾患が、この問題に加えられている。従って、骨修復物質が、骨修復および再生のために盛んに探し求められる。生分解性および生体適合性のポリマー組成物は、骨移植目的、骨修復目的、骨置換目的、または骨インプラント固定目的のために有用である。

多くの問題は、現在の骨移植方法、骨修復方法、および骨インプラント固定方法とともに存在する。歯周部再構築またはインプラント固定において、骨空隙は、新骨再生の経過を通して、この部位の構造的完全性を支持する移植片物質で満たされる必要がある。後に続く骨損失をともなう歯周病の処置のために現在利用可能な様式は、その進行を改善するが、歯の支持装置を再生するための最小の可能性のみを有する。

これはまた、上顎骨および下顎骨の再構築においても真実である。自己移植片および同種移植片は、現在の骨移植片手順において使用される。自己移植片が好ましいが、必ずしも十分量で入手できないか、または臨床的に望ましい結果を生じ得ない。顎顔面、歯槽および下顎骨再構築のための骨置換物質は、自己移植片の代替物として使用されている。臨床的に適用される技術は、移植手順後の骨回復の間に導かれる組織再生のための生分解性の膜の使用を含む。しかし、複合組織等価物のより適切な三次元の性質に対する、これらの技術の開発における有意な進歩にも拘わらず、臨床的に適用可能な骨置換物質の開発には、挑戦すべきことが残っている。少なくとも一部で、この挑戦は、長期間、修復組織を生分解可能な修復物質内に十分に内殖させる際に困難を伴う。その結果、欠損部位での骨構築は、維持される。骨格修復部位におけるこのような物質の移植は、通常組織貫通性の貫通よりも、移植片の表面にしばしば限定される発達を生じる。しかし、後者の工程は、成功した開発、ならびに顎顔面への適用および歯周部への適用のために汎用の組織との等価物の製造のために、抜きんでて重要であるようだ。

現在承認されている合成製品の欠点（再吸収能力の欠損、動物または海洋由来成分の包括、および乏しい操作特性を含む）を考慮して、目的は、骨修復物質を作製することであり、この骨修復物質は、生物学的および生体力学的のいずれにも挙動し、どちらかというと、顎顔面骨および下顎骨に近い。

バイオセラミック充填剤は、骨再構築物質の機械的強度および構造的完全性を提供するために使用されている。例えば、Ｃａ_１０（ＰＯ_４）_６（ＯＨ）_２（ヒドロキシアパタイト（ＨＡ））は、骨修復のために幅広く使用されているバイオセラミック物質である。なぜなら、ヒドロキシアパタイトは、自然の歯および骨の結晶構造と密接に類似するためである。例えば、Ｓｎｙｄｅｒｓに対する米国特許第５，４２５，７６９号は、硫酸カルシウムマトリクスにおける繊維性コラーゲンからなる人工的な骨置換組成物を記載する。

それにもかかわらず、従来の物質は、組成物純度および均一性を欠如しており、従って、所望の構造完全性を提供することができない。問題を解決する試みは、限定された成功を与えるのみである。例えば、Ｊａｒｃｈｏら、Ｓｃｉｅｎｃｅ １１、２０２７〜２０３５（１９７６）は、密な多結晶ＨＡを形成するための工程を記載し、この多結晶は、「他のＨＡ物質より実質的に強」く、そして「骨内に移植された場合、優れた生物学的反応」を誘発する。沈殿方法を使用し、そして１５０〜７００ｎｍの平均粒子サイズの物質が回収された。しかし、Ｊａｒｃｈｏら（１９７６）は、孔の低体積分率および１０００℃の焼成温度でさえの焼結の間の相当の粒成長を報告した。Ｊａｒｃｈｏら（１９７６）は、いくつかの場合で、９９％密度を達成したが、所望の形態を形成するためには、非現実的であり得る技術を使用した。Ａｋａｏらは、Ｊ．Ｍａｔｅｒ．Ｓｃｉ．１６、８０９〜８１２（１９８１）において、１３００℃で３時間焼結した多結晶ＨＡの圧縮によるたわみおよび動的なねじれ強さを報告し、そして製品の機械的特性を、皮質骨、象牙質、およびエナメル質の機械的特性と比較した。焼結されたＨＡの圧縮強度は、皮質骨の圧縮強度の３〜６倍の強さであった。Ｈｅｎｃｈは、Ｊ．Ａｍ．Ｃｅｒａｍ．Ｓｏｃ．（１９９１）において、ＨＡは、整形外科補綴の固定のための多孔性の金属表面のコーティング剤として使用されていること、特に、多孔性でコートされた金属インプラントの孔中のＨＡ粉末は、孔への骨内殖の速度および活力性に有意に影響することを報告した。多くの研究者は、この一般的に好ましいインプラントのプラズマスプレーコーティングを用いて、この技術を探求したことが報告されている。しかし、Ｈｅｎｃｈ（１９９１）は、負荷耐性歯科用補綴および整形外科用補綴の長期の動物実験および臨床試験は、ＨＡコーティングが分解し得るかまたは薄い層に裂け得ることを示唆すると報告した。従って、骨再生のための充填剤としての適用は、限定される。

従来の生体適合物質は、その機械的完全性および構造的完全性を維持している間に組み立てることが困難である。例えば、ＨＡは、焼結することが困難である。このように、歯科用インプラントおよび磨耗の少ない、整形外科的適用のための高密度なＨＡ構造物は、代表的に、ガラス焼結補助物質を有する、高温および／または高圧焼結によって得られ、このガラス焼結補助物質は、頻繁に好ましくない相への分解を誘導し、機械的安定性が乏しく、そして生理的条件に対する化学的抵抗性を乏しくさせる。

ヒドロキシアパタイトは、多数の適用において使用されている。例えば、米国特許第６，２４１，７７１号は、脊椎固定の際に使用するための、再吸収可能な生体内融合デバイスを記載する。このデバイスは、２５〜１００％の生体再吸収可能なまたは再吸収可能な物質および中和化合物あるいは緩衝液から構成され、このデバイスは、ヒドロキシアパタイトである。Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ，Ｉｎｃ．によるＥＰＡ ９９９４２１８６．０は、生体適合性組織移植片を記載し、この移植片は、適切な形態に形成された固体の生体適合性物質から形成され、この移植片は、その上に多孔性のコーティング剤を有し、生体適合性の生分解性のポリマーから形成される（ここで、自己組織を再生し得る細胞が、このポリマーコーティングの表面上に播種される。Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ，Ｉｎｃ．によるＥＰＡ ９９９６６３４６．１は、穿孔され、そして部分的に脱塩された皮質骨の同種移植片における穿孔を、生分解可能な多孔性のポリマーマトリクスで満たすことにより、移植のために穿孔され、そして部分的に脱塩された皮質骨の同種移植片を産生する方法を記載する。

従って、本発明の目的は、生体再吸収可能な組成物または足場を、骨再構成のために、構造完全性を高める充填剤に提供することである。

本発明の別の目的は、生体再吸収可能な組成物または足場を、骨移植または骨組織再生のために、構造完全性を高める充填剤に提供することである。

本発明の別の目的は、生体再吸収可能な組成物または足場を、歯周部、歯槽または上顎骨再生のために、構造完全性を高める充填剤に提供することである。

（発明の要旨）
骨再構築のための生体再吸収可能な骨伝導性組成物、およびこのような組成物を使用する方法が、開示される。この組成物は、生体再吸収可能なポリマー、ミクロ生体適合性充填剤およびナノ生体適合性充填剤、および好ましくは、孔形成物質を含む。この生体再吸収可能なポリマーは、電子的に不飽和であり得、そして架橋モノマーと架橋し得る。このミクロ充填剤およびナノ充填剤は、任意の生体適合性物質（例えば、生体適合性金属、炭酸カルシウム、生体適合性合成物質、カーボン、またはヒドロキシアパタイト（「ＨＡ」）のようなバイオセラミック）であり得る。この孔形成物質は、発泡剤（例えば、炭酸および酸（例えば、重炭酸ナトリウムおよび酸））であり得、酸は、クエン酸であり得る。１つの好ましい実施形態において、生体再吸収可能なポリマーは、ポリプロピレングリコール−フマル酸である。別の好ましい実施形態において、モノマーは、ビニルピロリドンである。なおさらに好ましい実施形態において、ミクロ充填剤およびナノ充填剤は、ＨＡである。

この組成物は、骨組織再生のため（例えば、口の再構築のため）に使用され得る。概して、口の再構築は、下顎骨欠損もしくは顎顔面欠損、顎顔面骨移植片（例えば、洞増大移植およびアンレー移植）の修復、または降線の伸張に関連する。別の実施形態において、口の再構築は、歯周部、歯槽または上顎骨の再生である。特に好ましい実施形態において、口の再構築は、歯の置換である。この組成物は、他の用途（例えば、脊椎セグメント修復、頭蓋骨欠損の修復）を有し得、そして骨移植片増量剤として使用され得る。骨修復または移植方法は、一般的に、まずこの組成物から形成された適切なテンプレートを製造する工程、次いで、骨修復を必要とする哺乳動物にこの物品を移植する工程を包含する。

（発明の詳細な説明）
（Ｉ．ミクロ充填剤およびナノ充填剤を有する、生体再吸収可能なポリマー組成物）
（Ａ．生体再吸収可能なポリマー組成物）
ポリマーは、非毒性であり、生分解可能であり、そして／または生体再吸収可能でなければならない（すなわち、その分解産物が、既存の生化学経路を介してヒト身体により使用されるか、またはそうでなければ、そこから除去される）。好ましい生体適合可能なポリマーは、ポリエステルまたは他の加水分解で分解可能なポリマーである。このポリエステルは、化学的に架橋可能であり得る（すなわち、官能基を保有し、ポリエステルポリマー鎖が、上記官能基と反応性である架橋剤と反応するのを可能にする）。適切なポリエステル物質としては、生体適合性のジカルボン酸およびトリカルボン酸から形成されるポリエステルまたはそれらのエステル形成誘導体（例えば、酸塩化物または酸無水物）ならびに二価または多価のＣ_２〜Ｃ_６アルコールが挙げられる。このポリエステル架橋を可能にするポリエステル中の官能基は、このポリエステルのアルコールまたは酸モノマー成分に由来し得る。

ポリエステル形成のための代表的なカルボン酸としては、クレブス回路中間材料（例えば、クエン酸、イソクエン酸、シス−アコニット酸、α−ケトグルタン酸、コハク酸、リンゴ酸、オキサロ酢酸およびフマル酸が挙げられる。多くのこのようなカルボン酸は、架橋を可能にし得るさらなる機能性、従って、硬くなったセメントの状態に対して、ペースト様の成形可能な塊から生体再吸収可能な組成物を加工するための方法を有する。フマル酸は、ポリエステルを形成するための、好ましい酸である。これは、架橋反応を誘導する遊離基に十分適合される、遊離基反応性の二重結合を有するジカルボン酸である。ポリエステルを形成するために有用な例示的なＣ_２〜Ｃ_６アルキルアルコールまたはアルキレン（ａｋｌｙｌｅｎｅ）アルコールは、エチレングリコール、２−ブテン−１，４−ジオール、２−メチル−２−ブテン−１，４−ジオール、１，３−プロピレングリコール、１，２−プロピレングリコール、グリセリン、１，３−ブタンジオール、１，２−ブタンジオール、４−メチル−１，２−ブタンジオール、２−メチル−１，３−プロパンジオール、４−メチル−１，２−ペンタンジオール、シクロヘキセン−３，４−ジオールなどである。好ましい実施形態において、生体再吸収可能な組成物のポリエステル成分は、プロピレングリコール酸およびフマル酸の縮合（エステル化）反応によって形成される、ポリ（プロピレングリコールフマル酸）（ＰＰＦ）である。

ＰＰＦは、有利である。なぜなら、ＰＰＦは、生分解可能な骨セメントの機能に対して重要である２つの化学的特性を保有する。第１には、容易さであり、この容易さによってＰＰＦが、インビボで、元のフマル酸およびプロピレングリコールサブユニットに分解され得る。フマル酸およびプロピレングリコールの両方は、非毒性であり、そしてインビボで十分に耐性である。クレブス回路中間材料として、フマル酸は、食物がエネルギーに転換される工程において、必須の役割を担う。プロピレングリコールは、食品添加物として食品業界中で使用され、そして生体で代謝され得るか、または排泄され得る。第２の重要な特性は、ＰＰＦプレポリマーのそれぞれのサブユニットが、活性化した不飽和部位を有することであり、この部位を通して、ポリエステルは、種々のオレフィン遊離基を誘導する架橋剤を用いて、架橋され得る。

このポリエステルは、硬化の間に架橋され得る。このポリエステル中の、反応性の化学的な官能基が、炭素−炭素二重結合（例えば、好ましくは、ＰＰＦポリエステル成分において）である場合、代表的な架橋剤は、Ｎ−ビニルピロリドン（ＶＰ）、メチルメタクリル酸（ＭＭＡ）、およびオレフィン様の架橋剤である。好ましい架橋剤は、ＭＭＡであり、このＭＭＡは、室温で透明な液体として存在する。ＭＭＡは、本発明の好ましい実施形態に従って、遊離基を誘導するＰＰＦの架橋のために、特に適切である。

有用なポリマーの他の例としては、アルファヒドロキシ酸（例えば、ポリ（Ｌ−酪酸）、ポリ（Ｄ Ｌ−酪酸）、ポリ（Ｄ Ｌ−酪酸−ｃｏ−グリコール酸）、およびポリ（グリコール酸））、ポリ（ε−カプロラクトン）、ポリオルトエステル、ポリ無水物、ポリジオキサノン、コポリ（エーテル−エステル）、ポリアミドポリラクトンおよびそれらの組み合わせが挙げられる。これらのポリマーは、分子量および所望される用途のために必要とされる分子量分布において得られ得るか、またはそれで調製され得る。これらのポリマーの調製のために適切な溶媒システムは、通常の教科書および刊行物で公開されている。例えば、Ｌａｎｇｅ’ｓ Ｈａｎｄｂｏｏｋ ｏｆ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ、第１３版、Ｊｏｈｎ Ａ．Ｄｅａｎ、（編）、ＭｃＧｒａｗ−Ｈｉｌｌ Ｂｏｏｋ Ｃｏ．、Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ、１９８５を参照のこと。これらのポリマーは、通常の処理技術（溶解押し出しおよび回転鋳造を含む）により繊維（ｆｉｂｅｒ）および繊維（ｗｅｂ）状に形成され得、そして織物形態または非織物形態で市販される。

生体再吸収可能なポリマーは公知であり、市販されるか、または公知の方法および公開される方法を使用して合成され得る。生体再吸収可能なポリマーは、種々の適用に関して記載されており、種々の適用としては、制御される放出投薬形態および生体再吸収可能な縫合が挙げられる。米国特許第３，４６３，１５８号；同第４，０８０，９６９号；同第３，９９７，５１２号；同第４，１８１，９８３号；同第４，４８１，３５３号；および同第４，４５２，９７３号を参照のこと。Ｉｂａｙらは、Ｐｏｌｙｍ．Ｍａｔ．Ｓｃｉ．Ｅｎｇ．５３、５０５〜５０９（１９８５）において、外傷を受けた後に柔組織および／または骨の一時的な代替物として使用するための、ポリ（プロピレングリコールフマル酸）（ＰＰＦ）に架橋したビニルピロリドンからの成形可能なインプラント器具の調製および使用を記載する。吸収可能なポリグリコール酸縫合は、骨折の内部固定のために首尾よく使用されている（Ｂ．Ｒｏｅｄ−Ｐｅｔｅｒｓｏｎ、Ｉｎｔ．Ｊ．Ｏｒａｌ．Ｓｕｒｇ．、３、１３３〜１３６頁（１９７４））。

Ｍｉｋｏｓに対する米国特許第５，５２２，８９５号は、生分解可能なポリマーで形成された生分解可能な骨テンプレートを記載した。有用な生分解可能な材料は、例えば、ポリ（Ｌ−酪酸）、ポリ（Ｄ，Ｌ−酪酸）、ポリ（Ｄ，Ｌ−酪酸−ｃｏ−グリコール酸）、ポリ（グリコール酸）、ポリ（ε−カプロラクトン）、ポリオルトエステル、およびポリ無水物であり、これらの材料は、多孔性となる能力を有する。Ｇｅｒｈａｒｔらは、骨セメントを形成するために、架橋剤と化学的に架橋が可能である生分解可能なポリエステルを使用した（Ｇｅｒｈａｒｔらに対する米国特許第４，８４３，１１２号）。生体再吸収可能なポリマーまたは生分解可能なポリマーの適用の他の例示的な例は、Ｗｉｓｅらに対する米国特許第６，０７１，９８２号；Ｄｏｍｂに対する米国特許第４，８８８，４１３号；Ｙａｓｚｅｍｓｋｉらに対する米国特許第５，７３３，９５１号；およびＳａｎｄｅｒｓｏｎに対する米国特許第４，７２２，９４８号に記載される。

（Ｂ．孔形成剤）
骨細胞キャリアの有孔性は、骨細胞増殖を促進する。例えば、Ｍｉｋｏｓに対する米国特許第５，５２２，８９５号は、生体再吸収可能な、疾患を受けたか、または損傷を受けた骨の修復および置換のための３次元テンプレートを記載し、このテンプレートは、骨に対する機械的支持を提供し、一方で、骨組織の増殖のための指針を提供する。このテンプレートは、連続したマトリクスの形態の生分解可能な材料およびこのマトリクスの分解速度を超える分解速度を有する孔形成成分から形成される。差示的な溶解または生分解は、このテンプレートに多孔を提供する。同様に、Ｓａｎｄｅｒｓｏｎに対する米国特許第４，７２２，９４８号は、生体適合性のポリエステル樹脂、この樹脂と架橋し得る液体結合剤および成形可能であり、かつ形成可能であり、かつインビボで硬化する充填剤から調製される骨置換材料および骨修復材料を報告した。この結果硬化したパテは、新たな組織の増殖のために、ポリエステルマトリクス中に隙間を提供するようにインビボで分解する。

生体再吸収可能なポリマー組成物中に含まれる孔は、任意の形態であり得る。１つの実施形態において、生体再吸収可能な組成物の孔は、生体再吸収可能なポリマーの生分解速度より速い生分解速度を有する繊維（ｆｉｂｅｒ）および繊維（ｗｅｂ）の形態で、生分解可能な材料を、生体再吸収可能な組成物に添加することにより生成され得る。別の実施例において、生体適合可能でありかつ水溶性の有機材料または無機材料（例えば、糖およびデンプン）あるいは有機塩または無機塩（例えばＮａＣｌおよびＫＣｌ）の粒子が、孔を形成するために使用され得る。これらの材料は、組成物に取り込まれ、組成物は凝固され、そしてこの粒子は、水抽出技術を使用して抽出される。あるいは、この粒子は、炭酸アンモニウムから形成され得、炭酸アンモニウムは、減圧または凍結乾燥の適用により除去される。なお別の実施形態において、発泡剤は、泡沫の形態で孔を生成するために使用され得る。特に好ましい実施形態において、泡沫は、材料が硬化される場合、ＣＯ_２を生成する発泡性の充填剤を含むことにより形成される。最も好ましい実施形態において、クエン酸および炭酸塩または重炭酸塩（例えば、重炭酸ナトリウム）が、発泡剤を形成するために使用される。

この孔のサイズは、ポリマー材料に対する発泡剤の比を変更すること、およびこの発泡剤の粒子サイズを変更することにより制御され得る。骨芽細胞の移動を促進するために、１００〜３００ミクロンの孔サイズを有するポリマーマトリクスまたは泡沫が望ましい。１つの実施形態（ここで、重炭酸ナトリウム（ＳＢ）およびクエン酸（ＣＡ）が、発泡剤として使用される場合、泡沫の多孔性の設計は、ＳＢおよびＣＡ含量の制御により、ならびに発泡充填剤中で使用されるＳＢ／ＣＡ粒子のサイズの制御により達成可能である。ＣＡ／ＳＢと水との反応は、泡沫形成および泡沫膨張を担う二酸化炭素、発泡剤を産生する。化学量論的には、０．２：１〜１：５（好ましくは１：３）の範囲にあるＣＡ：ＳＢのモル比が必要である。ＣＯ_２のモル（材料１ｇあたりに生成され得る）は、セメントを泡立てる際のＣＡ／ＳＢの充填に依存する。例えば、０．１５％のＣＡ／ＳＢの充填は、上記の化学量論に基づいて、３７℃かつ１ａｔｍで２５％の膨張を生じる。

（Ｃ．ミクロ充填剤およびナノ充填剤）
ミクロ結晶および／またはナノ結晶あるいはナノ合成材料は、ポリマー材料に取り込まれる。任意の生体適合可能なミクロ材料またはナノ材料は、本明細書中で開示される組成物および／または足場中の充填剤として使用され得る。例示的なミクロ材料またはナノ材料は、生体適合可能な金属、炭酸カルシウム、炭素、生体適合可能な合成ポリマー材料、およびバイオセラミックである。１つの実施形態において、ミクロまたはナノ材料は、ＨＡのようなバイオセラミック材料である。別の実施形態において、ミクロまたはナノ材料は、ニッケル（Ｎｉ）、チタン（Ｔｉ）、アルミニウム（Ａｉ）、金（Ａｕ）、プラチナ（Ｐｔ）、鉄（Ｆｅ）、銀（Ａｇ）、銅（Ｃｕ）のような生体適合可能な金属である。クラスターのレベルから材料を設計することにより、１０ｎｍ未満の結晶の組み立てがブロックされ得、この方法によって、固有のサイズ依存性特性（例えば、量制限効果および超常磁性）が得られ得る。種々のナノ粒子材料を泡立てる方法は、周知である。構造的な適用のための種々のナノ結晶セラミックは、厳しく１９９０年代に綿密に研究された。Ｓｉｅｇｅｌは、Ｂ Ｍｉｎｅｒａｌｓ、Ｍｅｔａｌｓ ａｎｄ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ（Ｓｕｒｙａｎａｒａｙａｎａら編（１９９６））における「Ｒｅｃｅｎｔ ｐｒｏｇｒｅｓｓ ｉｎ ｎａｎｏｐｈａｓｅ ｍａｔｅｒｉａｌｓ」で、多くの方法が、ナノ構造化材料の合成のために存在し、この方法としては、化学的もしくは物理的な蒸着、ガス凝縮、化学沈殿、エアゾル反応、および生物学的鋳型が挙げられる一方で、調整されたナノ構造を作製する合成および加工方法、特に接着性の表面コーティングまたは十分に強固にされたバルク材を導き得る表面化学および界面化学の注意深い制御を可能にする技術のみが必要である、ナノ相金属注記およびセラミック注記を考察した。通常の軟質金属の場合、金属における転位の供給のために、限界の長さの寸法未満（約５０ｎｍ未満）に金属の粒子サイズを減少させることは、この金属の強度を増加させる。金属、金属間化合物、およびセラミックのクラスターは、従来の粗粒子状の対応物に関して、著しく異なりかつ改善された機械的特性を有する超微粒子多結晶を形成するために強固にされている。ナノ相銅およびパラジウム（直径が５〜７ｎｍの範囲にあるクラスターからアセンブルされた）は、慣用的に産生された金属より５００％まで大きい硬度および耐力を有することについて留意される。セラミックおよび従来の脆性の金属間化合物は、１５ｎｍ未満のサイズを有するクラスターから合成されることにより延性が付与され得ることもまた留意され、この延性は、この超微粒子が、「粒界すべり」において相互にすべり得る増加した容易さから生じる。Ｚｅｔｔｌｅらに対する米国特許第５，１３０，２７７号は、ナノチューブおよびナノ粒子を作る方法および装置を記載する。二酸化珪素のような障壁形成材料でドープされ、次いで乾燥され、焼成され、そして粉末を形成するために粉砕されるベーマイトゲルからナノサイズのαアルムナ（ａｌｕｍｎａ）粉末を形成する方法は、Ｇａｒｇに対する米国特許第６，０４８，５７７号により報告された。

ミクロまたはナノ材料は、一般的に、１０００ミクロン未満、好ましくは１００ミクロン未満、なおより好ましくは１０ミクロン未満の範囲にあるか、またはナノ粒子の範囲にある粒子サイズを有する。ヒドロキシアパタイトを使用してミクロ粒子およびナノ粒子を論証される場合、ナノ粒子ＨＡを含むインプラントでのさらなる骨形成が存在する。ナノＨＡは、従来のＨＡよりも均質であり、そして純度が高い。ナノＨＡはまた、より良い機械的特性を有する。

（Ｄ．生物学的に活性な材料）
生物学的に活性な材料としては、組成物に取り込まれ得る薬学的に活性な材料および細胞が挙げられる。増殖因子および／または他の薬物あるいは薬剤のような治療剤のような薬学的に活性な材料は、骨再生および／または組織接着を増強するために使用され得る（ＬｏｗｅｎｇｕｔｈおよびＢｌｉｅｄｅｎ、１９９３、Ｐｅｒｉｏｄｏｎｔｏｌｏｇｙ ２０００、１：５４〜６８を参照のこと）。骨再生の際に増殖因子または他の薬学的に活性な材料を使用する多数の例が存在する。例示的な例は、精製された増殖因子を使用した、Ａｎｔｏｎａｉｄｅｓらに対する米国特許第４，８６１，７５７号、同第５，０１９，５５９号、および同第５，１２４，３１６号；増殖因子の有糸分裂促進効果を増強するために、デキサメタゾンとの組み合わせで増殖因子を使用する、Ｒｕｔｈｅｒｆｏｒｄに対する米国特許第５，１４９，６９１号；歯底曲面の無機質脱落を使用する、Ｔｅｒｒａｎｏｖａらに対する米国特許；および膜のような歯周部境界を使用する、米国特許第４，９１６，７０７号である。別の例において、歯周部境界は、それらがまた、化学治療剤（例えば、歯周部の治癒および再生を促進するための増殖因子、抗生材料、および抗炎症剤のような組織再生剤）の制御送達のために使用され得るように、設計されている。

治療剤は、インサイチュでこれらの薬剤の持続放出のために取り込まれ得る。例えば、薬剤は、ポリマーマトリクスまたは孔形成材料に取り込まれ得、そしてこのマトリクスが分解されるにつれて、ゆっくりと放出される。増殖因子（特に、血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ）およびインスリン様増殖因子（ＩＧＦ−Ｉ））は、有糸分裂、走化性および増殖性（分化性）の細胞応答を刺激することが公知である。好ましい薬学的に活性な材料は、骨再生および／または組織接着を増大させる材料である。例示的な例としては、増殖因子、抗生材料、免疫刺激剤、および免疫抑制剤が挙げられる。１つの実施形態において、薬学的に活性な材料は、ＢＭＰのような骨修復材料である。別の実施形態において、薬学的に活性な材料は、ＦＧＦまたは結合組織の産生を促進する薬剤のような増殖因子である。

細胞はまた、マトリクス上またはマトリクス中に取り込まれ得る。骨細胞は、合成ポリマーマトリクスおよび天然マトリクス中で増殖し得る（Ｕｃｈｉｄａら、Ａｃｔａ．Ｏｒｔｈｏａｐｅｄｉｃａ Ｓｃａｎｄ．５９、２９〜３３（１９８８））。将来的なレシピエントから得られる骨細胞は、骨修復における使用を操作することにより、インビトロで伸長され得る。例えば、Ｂｒｅｉｂａｒｔらは、Ｐｌａｓｔ．Ｒｅｃｏｎｓｔ．Ｓｕｒｇ．１０１（３）、５６７〜５７４（１９９８）において、組織操作による頭蓋冠欠損の骨修復のために、骨膜細胞を使用する可能性を論証した。Ｉｓｈａｕｇらは、Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔｅｒ．Ｒｅｓ．２８、１４４５〜１４５３（１９９４）；Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌ．Ｂｉｏｅｎｇｉｎ．５０、４４３〜４５１（１９９６）において、骨芽細胞は、インビトロで増殖し得、そして重合足場を通して移動し得ることを論証した。Ｉｓｈａｕｇ−Ｒｉｌｅｙらは、次いで、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ １９、１４０５〜１４１２（１９９８）において、合成材料上での骨芽細胞の機能は、分解不可能な整形外科用の材料の機能に等しいことが論証した。播種された再吸収可能な足場は、体内の部位に移植された場合、新骨に配置される。

１つの実施形態において、組成物または足場は、細胞接着または増殖のための十分な親水性が存在する、ＰＰＦベースの組成物または足場である。前出の充填剤とともに使用される場合、ＰＰＦベースの組成物または足場は、細胞の移動のための明白な有孔性を提供し、新血管新生のための豊富な表面領域を生成し、そして再構築工程を支持するための十分な寸法安定性を提供する。

（ＩＩ．ミクロ充填剤またはナノ充填剤を有する生体再吸収可能な組成物の調製）
本明細書中で開示される生体再吸収可能な組成物の調製は、代表的に、加工中に硬化される（すなわち、架橋反応の完了）成形可能な合成のセメント塊を形成するために、ポリマーおよび架橋剤と実質的に均一な混合物との組み合わせる工程を包含する。ポリマーの数平均分子量［Ｍ（ｎ）］および分子量分布［ＭＷＤ］の数は、ポリマーおよび架橋剤が、実質的に均一な混合物を形成するために組み合わせられ得るような分子量および分子量分布の数であるべきである。好ましくは、この架橋剤は液体であり、そしてポリマーは、架橋剤中で実質的に可溶であり、またはこれと混和可能である。あるいは、この架橋剤は、液体の低分子量ポリマー中で溶解できる固形であり得るか、またはこれと混和可能液体であり得る。理想的な状況下で、この架橋反応は、均一な（一様に架橋した）ポリマー／粒子の合成セメントを生じる。

好ましい実施形態において、ポリ（ポリエチレングリコールフマル酸）（ＰＰＦ）は、混合された粒子カルシウム塩について硬く架橋したＰＰＦポリマーマトリクスを形成するために必要なレベルにまで、ポリエステルの架橋を開始する反応に十分な量のメチルメタクリルと組み合わせられる。ＰＰＦのために好ましいＭＷＤは、約５００〜約１２００Ｍ（ｎ）および約１５００〜約４２００Ｍ（ｗ）の範囲にある。好ましい実施形態において、生体再吸収可能な組成物の液体ポリマー相は、約８０〜約９５重量％ＰＰＦであり、そして約５〜約２０重量％ＭＭＡモノマーである。機械的強度のための最適な重量パーセンテージは、約８５パーセントＰＰＦであり、そして約１５％ＭＭＡである。ＭＭＡモノマーは、代表的には、１００万個のヒドロキノンあたり数個の部分との時期尚早のポリマー化（すなわち、ＰＰＦと混合する前）を予防するために安定化される。

ポリマー組成物および架橋剤との割合が制御されることが重要である。例えば、非常に多くのＭＭＡモノマーが添加される場合、ＭＭＡ分子がＰＰＦ鎖により妨げられることなく、自分自身を重合する。この結果は、慣用的なＰＭＭＡ骨セメントのように挙動し、そして生体分解しない材料である。ＶＰモノマーがほとんど添加されない場合、ＰＰＦポリマー鎖は、効率的に架橋せず、そしてこのセメントは、十分の硬さのマトリクスを形成するように硬化しない。しかし、どれほど多くの架橋剤が、特定の架橋剤について使用されるかが、当業者に公知であり、このことは、過度の実験を行なうことなく容易に決定され得る。

ＶＰ−ＰＰＦ架橋反応は、フリーラジカル伝播ポリマー反応により進む。従って、この架橋反応は、実施中にフリーラジカル開始剤の添加により加速される。この工程のための１つの適切なフリーラジカル開始剤は、過酸化ベンゾイルである。他の過酸化物（例えば、ｔ−ブチルヒドロペルオキシドおよびメチルエチルケトンペルオキシド）および他のフリーラジカル開始剤（例えば、ｔ−ブチルペルベンゾアート）もまた、この工程のための適切なフリーラジカル開始剤である。

触媒量（１重量％未満）のジメチルトルイジン（ＤＭＴ）は、代表的には、室温でのフリーラジカルの形成を加速するために添加される。従って、架橋の速度（すなわち、生体再吸収可能な組成物の硬化（ｃｕｒｉｎｇ）または硬化（ｈａｒｄｅｎｉｎｇ）時間）は、ＰＰＦ／ＭＭＡ混合物に添加されるＤＭＴの量を制御することにより調整され得る。この硬化速度は調整され、その結果、この生体再吸収可能な組成物は、実質的に１分未満〜２４時間以上の範囲にわたる時間で硬化される。好ましい硬化時間は、もちろん、外科的目的のために最も実施的な時間に依存する。この硬化時間は、生体再吸収可能な組成物を成形するかまたはこれを適切な表面に適用するように、この生体再吸収可能な組成物を用いて働く外科医の時間を考慮するのに十分な長さであるべきである。同時に、この硬化速度は、例えば、外科的手順後の短時間内でのインプラントの安定化を果たすために十分速くあるべきである。骨インプラント固定のためのポリマー時間または凝固時間は、代表的には、約５分〜約２０分の範囲にあり、そして好ましくは約１０分である。

多数の手順が使用され得、多孔性を生成する。１つの実施形態において（ここで、水溶性の有機塩または無機塩粒子が使用され、この孔を作製する）、この粒子は浸出されるか、またはそうでなければ、マトリクスから除去され、高い多孔性を有するポリマーマトリクスが残る。別の実施形態において（ここで、ポリマー繊維（ｆｉｂｅｒ）または繊維（ｗｅｂ）は、形成されたポリマーマトリクス内で分散される）、この分散された繊維および周囲にあるマトリクスは、異なる分解速度を保有し、この繊維は、マトリクスより速い速度で分解され、それによってこの繊維は、テンプレートから除去されそして高い多孔性のポリマーテンプレートを作製する。好ましい実施形態において（ここで、発泡剤は、例えば、ＳＢ／ＣＡである）、この孔は、水への曝露により、発泡体の形態で生成され得る。

（ＩＩＩ．骨再構築のための組成物および足場の使用）
この組成物は、任意の型の骨または組織の再生のための足場または固定物として使用され得る。１つの実施形態において、組成物は、歯周部組織の再生（例えば、柔組織の再生、セメント質の再生、または骨の再生）における足場として使用され得る。別の実施形態において、組成物は、骨再生（脊椎セグメントの再生または頭蓋骨欠損の修復）のために固定物として使用され得る。なお別の実施形態において、組成物は、骨修復の（すなわち、骨を配置しないが治癒を促進するための）材料として使用され得る。１つの好ましい実施形態において、組成物は、同種移植材料、自己移植材料、または異種移植材料と混合された（ｍｉｓｅｄ）場合に、新骨形成を増大するための骨移植片増量剤として使用され得る。

骨修復または再生は、任意の型の骨修復（特に、口の再構築、脊椎セグメント修復、骨移植片の伸展）であり得る。１つの特定の実施形態において、骨修復は、歯周部再生、歯槽再生、または上顎骨の再生のいずれかである。１つの特定の実施形態は、骨修復が歯の再配置である。

代替として、生体再吸収可能な組成物を使用する方法としては、１）所望される用途のために、所望の形態で適切なテンプレートをエクスビボで組み立てる工程、次いで２）このテンプレートを、適用される適切な部位に移植する工程が包含され得、ここで、このテンプレートは、形成される新規材料の形態に適用する。

本明細書中で記載される組成物は、単独または他の材料（例えば、骨移植片）との組み合わせで、以下のような適用において有用である。

（Ａ．下顎骨欠損および顎顔面欠損の臨床対応）
（骨移植）
骨移植手順は、ほとんどインプラント再構築のための欠くことのできない部分であった。多くの例において、上顎および下顎において可能性のあるインプラント部位は、歯科インプラントを適応させるために十分な骨容量または骨量を提供しない。これは、通常１つ以上の歯が失われることに起因して生じた骨再吸収の結果である。骨移植手順は、通常、骨寸法を再度確立することを試み、この骨寸法は、再吸収に起因して消失された。通常の移植片材料は、５つの範疇に類別され得る：ａ）自己移植片または内在性の骨移植片、ｂ）同種移植片または同種の骨移植片、ｃ）異種移植片または異種の骨移植片、ｄ）アロプラストまたは異形成骨移植片、およびｅ）増殖因子。

自己移植片または内在性の骨移植片は、金基準とみなされる。骨移植において最も首尾よい速度は、自己移植片を用いて達成されている。経口移植学に限定されたほとんどの移植目的から、顎の部分（すなわち、頤または顎の後方部）は、受容可能なドナー部位として使用され得る。しかし、時には、口内に使用可能な十分な骨容量が存在しない場合、腸骨稜骨が回収される。この同種移植片の供給源は、通常、死体の骨であり、この骨は、大量で利用可能である。死体の骨は、この死体の骨を免疫反応に対して中立にし、そして宿主疾患の相互汚染を避けるために、多くの異なる処置シークエンスを受けなければならない。これらの処置としては、照射、凍結乾燥、酸洗浄および他の化学的処置が挙げられ得る。異種移植片または異種の骨移植片は、しばしばウシ起源である。組織バンクは、通常この移植材料を選択する。なぜなら、特定の微細構造を有する大量の骨を抽出することが可能であり、この微細構造は、ヒト起源の骨と比較して骨増殖のために重要な因子である。アロプラストまたは異形成（ａｌｌｏｐｌａｓｔｉｃ）骨移植片としては、動物起源にもヒト起源にも由来しない通常任意の合成由来の移植材料が挙げられる。経口移植学において、これは、通常ヒドロキシアパタイトまたはそれらの任意の処方物が挙げられる。

（洞増大）
最も頻繁に適用される移植手順の１つは、洞増大である。この手順は、上顎に限定される。副鼻腔の気胞化は、加齢とともに生じる。一旦歯がその特定の領域で消失すると、これは、その領域に骨内インプラントを配置することを困難にする。この特定の問題のために、移植方法は、この洞の基部を完全に高くし、その下に骨を移植し、従って、１つ以上の歯科用インプラントのための十分な間隙を作製するために、開発された。

かなりの容量の骨（１側面あたり５ｃｃ〜１０ｃｃ）が、代表的な洞増大を実行するために必要とされる。この骨量は、通常口内のドナー部位から回収され得るより多い。従って、同種移植片、アロプラストまたは異種移植片あるいは組み合わせ（時に、少量の自己移植片とともに混合される）が、時に必要である。しかし、自己移植片は、通常洞内で成熟するために、およそ４〜６ヶ月かかる；一方で、同種移植片、アロプラストまたは異種移植片は、成熟するために９ヶ月以上かかり得る。

洞増大およびインプラントの配置は、上顎稜と洞の基底との間の十分な骨が、このインプラントを十分に安定化させるために利用され得る場合、時に、単一の手順として実行され得る。不十分な骨が利用され得る場合、この洞増大が第一に実行されなければならず、次いで、この移植片は、数ヶ月間成熟しなければならず、この成熟は、使用される移植片材料に依存する。一旦この移植片が成熟したならば、インプラントが配置され得る。この場合、前述されるように、本明細書中で提供される組成物は、内在性の骨移植片を増大させる際に使用され得る。

（アンレー移植）
アンレー移植手順は、骨を再確立するために設計され、この骨は、再吸収（ここでもなお、その領域における、予めの歯の消失によって引き起こされた）に起因して特定の領域で消失されている。通常、いくつかの内在性の骨片（通常、頤または下顎の一番後ろ由来である）は、骨欠損を有する部位に接着される。次いで、この領域は閉鎖され、そして特定の治癒期間および成熟期間後、この骨片は、終には宿主の床に組み込まれ、そして固く融合され、その結果後期で、インプラントが同じ領域に配置され得る。再吸収のより大きい領域が、より多くの内在性の骨片で増大される必要がある場合、腸骨稜または脛骨に由来する患者の骨が使用される。

（隆起拡大）
顎隆起が非常に薄いため従来の原形のインプラントを配置できない場合、稜拡大は、消失した骨の寸法を復帰させるために使用される。この手順において、顎の骨量は、機械的な方法により事実上拡大される。一連の増量剤（連続して増加する直径の断面が丸いか、またはＤ型金属ロッドであり得る）は、このインプラント部位に押し込められる。これは、外科用槌を用いてこれらの増量剤を隆起に打ち込むことにより達成される。適切に行なわれる場合、増量剤の使用は、骨の内部の海綿状部分を加圧し、そして外部皮質の外に突き出す。この点で、適切なインプラントが、作製されたソケット内に直ぐに配置され得るか、または初めに作製されたソケット内に骨移植片が配置され得、そしてインプラントが配置される前にこの骨移植片を数ヶ月間で成熟させるかのいずれかであり得る。

（増大）
より新規な骨移植材料は、増大手順のために試験されている。しかし、この表示における骨伝導性の骨置換物の使用は、議論の余地がある。その使用は、延長した治癒時間、不均一な骨形成、異物反応、粒子の移動および低い骨−インプラント接触を導き得ると仮定されている。この問題を排除するために、骨誘導タンパク質（組換えヒト骨形成タンパク質−１（ｒｈＯＰ−１＝骨形態発生タンパク質−７））と天然のウシ骨塩（ＢｉｏＯｓｓ）との組み合わせが、インプラントの同時配置を用いる洞床増大において研究されている。Ｔｅｒｈｅｙｄｅｎら（１９９９）は、この試験側面上に４２０マイクログラムのｒｈＯＰ−１を含む３ｍＬのＢｉｏＯｓｓおよびコントロール部位上に３ｍＬの単独のＢｉｏＯｓｓを有する、５頭のミニブタ中の上顎骨洞床を増大させた。増大時に、チタンインプラント（ＩＴＩ）は、外側尾部方向から挿入された。６ヶ月の治癒後、骨−インプラント接触のパーセンテージは、この増大された群において、４２％より高かった。組換え増殖因子が天然の骨無機質により送達され得ると結論づけられた。

伸延骨形成は、幅広い歯槽部裂および裂を有する患者の痩孔の閉鎖ならびに外傷を受けた患者における上顎歯槽欠損の再構築の両方のために、提唱されている。目的は、新規歯槽骨のセグメントの作製、ならびに幅広い歯槽部裂／痩孔の完全な近位および上顎歯槽欠損の再構築のために歯肉に接着することである。この手順は、外傷性の上顎歯槽欠損を有する１人の患者および片側または両側が裂けた唇縁および口蓋を有する１０人の患者（変化した歯槽裂／痩孔を有する）に対して、近年実行されている（Ｌｉｏｕら、Ｐｌａｓｔ．Ｒｅｃｏｎｓｔｒ．Ｓｕｒｇ．、１０５（４）、１２６２〜７２、２０００）。歯間および上顎の骨切り術は、裂または欠損により、歯列弓の片側に対して実行された。３日間の潜伏期後、次いで、骨切りされた歯列弓の遠位セグメントは分散され、そして歯骨口内分散デバイスを使用して、裂または欠損方向に移動された。この裂または欠損の両端上の歯槽および歯肉は、分散骨形成後に近づけられた。この方法は、広範囲の歯槽骨移植の必要性を排除し得る。

（歯科インプラント）
使用される歯科インプラントの型は、しばしば顎顔面骨の状態に依存する。この骨の厚みおよび容量は、取り付けられたインプラントの型を決定する。さらに、移植技術および再構築技術は、しばしば第一工程に、歯科用インプラントの配置を必要とする。一般的に、歯科用インプラントは、３つの主要群に類別され得る：（１）骨内インプラント、（２）骨膜下インプラント、および（３）経骨髄性インプラント。

骨内インプラントは、外科的に下顎骨へ挿入される。骨膜下インプラントは、代表的に下顎骨の上部であるが、ゴム状組織の下に位置する。重要な違いは、これらのインプラントが通常顎骨内に貫通しないことである。経骨髄性インプラントは、これが下顎骨へ外科的に挿入されるという点で、骨内インプラントと定義上類似である；しかし、それらは、その配向において異なっている。骨内インプラントは、今日最も頻繁に使用されるインプラントである。それぞれのインプラントの例は、以下に記載される。

（枝枠（ｒａｍｕｓｆｒａｍｅ）インプラント）
枝枠インプラントは、骨内インプラントである。これらのインプラントは、歯が消失した下顎のためだけに設計され、そして３つの異なる領域において、顎骨へ外科的に挿入される：顎の左後方領域および右後方領域、ならびに口の前方における頤領域。これらのインプラントの型は、激しく再吸収された、歯が消失した下顎骨において通常使用され、この下顎骨は、デバイスを固定する場合、原形のインプラントを適合させるために十分な骨の高さを提供しない。骨膜下インプラントがもはや十分でない点まで顎が再吸収される場合、これらのインプラントが、通常示される。この型のインプラントによるさらなる利点は、下顎の三点での安定化である。一旦外科的に挿入されたならば、顎の片側から他方側へ走る棒は、口内で可視的である。次いで、義歯は、この棒に接着され得る。

翼状インプラントは、頻繁には使用されないが、これらは、額の残存骨隆起（再吸収に起因して）が非常に薄いので、従来の原形インプラントを配置できないか、または特定の重大な解剖学的構造が、従来のインプラントが配置されるのを防ぐかのいずれかである領域における適用を見出さない。頻繁には、顎骨の特定の領域が非常に薄く、そして歯の消失に起因する再吸収を被る場合、骨移植手順を受けることが奨められ、この骨移植手順は骨消失を再確立し、その結果従来の原形インプラントが配置され得る。このような適用について、本明細書中で記載される材料は、特に十分に適合される。

（骨膜下インプラント）
現今使用される全てのデバイスのうち、骨膜下インプラントは、最長期間の臨床的適用を有するインプラントの型である。これらのインプラントは、上顎または下顎のいずれかの残存骨隆起上に乗るように成形される。骨膜下インプラントは、完全に無歯の、ならびに部分的に無歯の上顎および下顎において使用されている。しかし、最良の結果は、無歯の下顎の処置において達成されている。適応症としては、激しく再吸収された、歯が消失した下顎骨が通常挙げられ、この下顎骨は、デバイスを固定する場合、原形のインプラントを適合させるために十分な骨の高さを提供しない。

（原形インプラント）
骨統合に起因して、これらのチタンインプラントは、最も一般的なインプラントとなっている。それらは、経口移植学における標準的な医療とみなされる。十分な骨がこれらのインプラントを適合させるために利用され得る場合、これらのインプラントは、歯が欠けている場所にはどこでも配置され得る。しかし、骨容量が、原形のインプラントを配置するために不十分であったとしても、合理的範囲での骨移植手順が、これらのインプラントから利益を得るために開始されるべきである。いくつかのより新しいインプラントは、ヒドロキシアパタイトの外部コーティングを有する。他のインプラントは、血漿噴霧工程、アデルチム（ａｄｅｒｃｈｉｍ）工程またはビーディング工程により変更された表面を有する。他のバリエーションは、原形インプラントの形態に焦点を合わせる。いくつかは、スクリュー形態であり、他は円柱形態もしくは円錐形態でさえあるか、または任意のそれらの組み合わせである。

本明細書中で記載されるミクロ粒子またはナノ粒子組成物が使用され得、（１）足場内の骨細胞の高密度の内殖、（２）移植後の内殖組織と周囲組織との統合、（３）血管形成、および（４）美容外科的回復を可能にすることによって、再構築工程を支持するために使用され得る。この組成物の使用方法は、特定の所望される適用に関する特定の手順によって変化する。

（Ｂ．インプラント支持のための歯周部組織再生）
本明細書中で開示される材料および方法は、歯周部再生のために使用され得る。歯周部再生は、所望されない歯周組織の解剖および構築に特徴的な型の柔組織、セメントまたは歯槽骨治癒であり得る。一般的に、歯周部再生は、骨膜下インプラントを、哺乳動物の歯骨隆起に挿入する工程を含む。あるいは、治療上有効な量の増殖因子は、骨膜下インプラントの挿入とともに使用され得る。次いで、この挿入された歯周部再生システムは、歯根周辺の歯周部疾患の処置のために使用される場合、歯周部境界を形成するために成形され得る。この境界は、歯肉組織と歯根表面との間に、再生のための間隙を作製しそして維持するように位置付けられ得る。最終的に、この創傷は、歯周部再生を可能にするために閉鎖される。

骨膜下インプラントの挿入は、一般的に、以下のうちの１つ以上の工程を含む：１）骨隆起を覆う組織内に側切開を作る工程（この切開は、骨隆起を越えて延び得る）、２）組織が骨隆起から分離するように、この切開のから近位および遠位の両方で組織にトンネルを作る工程であって；このトンネル組織の近位距離および遠位距離は、配置された歯周部再生システムの長さに等しい、工程、３）歯周部再生システムを、その組織の下にそれぞれ近位配向および遠位配向で注入する工程、４）この骨に対して、インプラントを、この組織の下で所望される形に成形することにより、このインプラントの２つの部分をともに固定する工程、５）切開を縫合する工程、および６）後にポストを取り付けるための骨膜下インプラントシステムを、移植された、予め組み立てられた骨膜下インプラント上に挿入する工程。当業者は、１つ以上の前出の工程が、特定の歯周部再生のために必要であるか否か、そして／または前出の工程のどれが特定の歯周部再生のために必要であるかを決定し得る。

あるいは、治療上有効な量の増殖因子は、歯周部再生システムとともに適用され得る。この増殖因子は、以下のうちの１つ以上であり得るが、これに限定されない：２つのβ鎖を有する形態の血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ−ＢＢ）、α鎖およびβ鎖を有する形態の血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ−ＡＢ）、ＩＧＦ−Ｉ；およびＴＧＦ−βまたはＤＮＡもしくはｍＲＮＡのいずれかの形態のそれらの前駆体。

この歯周部疾患は、骨または組織の修復または再生を必要とする歯周部疾患の任意の創傷であり得る。例えば、この創傷は、哺乳動物の骨、歯周組織、結合組織、または靭帯に損傷を与え得る。１つの実施形態において、この欠損は、歯周部疾患、または歯周組織に対する他の破壊的工程もしくは外傷工程から生じる、クラスＩＩＩ分岐部の病巣または他の歯周組織欠損のうちの１つである。

本明細書中で開示される組成物を使用する方法は、さらに、以下の非限定的な例に対する参考として理解される。

（実施例１．ＰＰＦ骨移植片を増大するナノＨＡ粒子またはミクロンＨＡ粒子）
ナノヒドロキシアパタイトにより増大され、不飽和ポリエステル、ポリ（プロピレンフマル酸）から作られる生体再吸収可能な骨移植置換物の生体活性を、ラットの脛骨欠損内に配置されるインプラントの生体適合性および骨統合性（ｏｓｔｅｏｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）を評価することにより分析した。１群に８頭の動物を含む３群を、ラットの前中央部脛骨の骨幹端内に作られた３−ｍｍの孔に、骨移植置換物をグラウティングすることにより評価した。ヒドロキシアパタイトの型によって変更する２つの異なる処方物を使用した；群１：ナノヒドロキシアパタイト、群２：ミクロンヒドロキシアパタイト、群３：ＨＡのみのコントロール。それぞれ３群の動物を、８つの群で術後３週目に屠殺した。組織学的な分析は、ナノヒドロキシアパタイトを使用した場合、骨移植置換物のすぐれた生体適合性および骨統合を示した。３週間後、ミクロンヒドロキシアパタイト群と比較した場合、この群においてより反応性がある新骨形成が存在した。このコントロール群は、この欠損の不完全な閉鎖を示した。この研究は、ナノヒドロキシアパタイトが、骨インプラントおよび修復材料の生物活性に改良を加えることを示した。この研究において使用されるモデル足場（ポリ（プロピレンフマル酸））は、骨がより速く増殖する骨伝導経路を提供した。

（材料および方法）
（材料および処方物）
この研究のために使用される一般的な処方物を、表１に示す。ＰＰＦ（Ｍｗは、ＧＰＣによっておよそ５，０００）を、Ｇｒｅｓｓｅｒら、Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔｅｒ．Ｒｅｓ．１９９５、２９：１２４１〜１２４７およびＧｒｅｓｓｅｒら、Ｂｏｎｅ ｃｅｍｅｎｔ第一部：Ｂｉｏｐｏｌｙｍｅｒ ｆｏｒ ａｖｕｌｓｉｖｅ ｍａｘｉｌｌｏｆａｃｉａｌ ｒｅｐａｉｒ、Ｈｕｍａｎ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ、Ｗｉｓｅ ＤＬ、Ｇｒｅｓｓｅｒ ＪＤ、Ｔｒａｎｔｏｌｏ ＤＪ、Ｙａｓｚｅｍｓｋｉ ＭＪ編、Ｈｕｍａｎａ Ｐｒｅｓｓ、Ｉｎｃ．、Ｔｏｔｏｗａ、Ｎｅｗ Ｊｅｒｓｅｙ、１９９６、１６９〜１８７（１９９６）の方法に従って、ｐ−トルエンスルホン酸の存在下で、等モルのフマル酸およびプロピレングリコールから合成した。１−ビニル−２−ピロリジノン（ＶＰ）、ベンゾイルペルオキシド（ＢＰ）、ヒドロキノン（ＨＱ）、およびＮ−Ｎ−ジメチル−ｐ−トルイジン（ＤＭＰＴ）を、Ａｌｄｒｉｃｈ（ＵＳＡ）から購入し、そして広く受け入れられたものとして使用した。重炭酸ナトリウム（ＳＢ）、およびクエン酸（ＣＡ）を、Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ（ＵＳＡ）から購入した。

架橋したポリマーを生じる、粘性のあるパテ様のペーストを形成するために、ＶＰ、アクセレーターＤＭＰＴ、および滅菌水からなる液体成分（パートＩＩ）を、ＰＰＦ、ＨＡ、ＳＢ、ＢＰイニシエーター、およびＣＡからなる乾燥粉末混合物（パートＩ）に添加した。アクセレーター（ＤＭＰＴ）は、０．０３％ ｗ／ｗの濃度で、約９０秒の作用時間を与えた。ＣＡ／ＳＢと水との反応は、発泡体形成および拡大を担う二酸化炭素、吹き付け剤を産生する。化学量論は、Ｂｏｎｄｒｅ、Ｔｉｓｓｕｅ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、６（３）：２１７〜２２７（２０００）の方法に従い、１．００：１．３１のＣＡ：ＳＢ重量比を有する１：３のモル比のＣＡ：ＳＢを要求する。

１００〜３００ミクロンの孔サイズを有するＰＰＦ泡沫は、骨細胞の内殖のために望ましいようであった。ＣＡ／ＳＢと水との反応は、孔形成および拡大を担う二酸化炭素、吹き付け剤を産生する。化学量論は、１．００：１．３１のＣＡ：ＳＢ重量比を有する１：３のモル比のＣＡ：ＳＢを要求する。ＣＯ_２のモル比（材料１ｇあたりに産生され得る）は、セメントを泡立てる際のＣＡ／ＳＢの充填に依存する。０．１５％のＣＡ／ＳＢの充填は、上記の化学量論に基づいて、３７℃および１ａｔｍで２５％の伸張を生じる。この吹き付け剤に加えて、ＰＰＦ処方物は、Ｂｏｎｄｒｅ（２０００）による記載される技術を使用して、骨伝導性のＨＡ充填剤の存在下で、ビニルピロリジノンを使用して架橋した。

この研究において使用したヒドロキシアパタイトは、以下であった：ナノＨＡ（群１、ＭＩＴのＹｉｎｇ教授により産生されそして特徴付けられるような、平均粒子サイズ＝４０ナノメートル）および焼結した１０μｍのＨＡ、球状のミクロンＨＡ（群２、ＣＡＭ Ｉｍｐｌａｎｔｓ、Ｔｈｅ Ｎeｔｈｅｒｌａｎｄｓから市販される、平均粒子サイズ＝２６ミクロン）［ＰａｎｃｈｕｌａおよびＹｉｎｇ、ｉｎ Ｎａｎｏｓｔｒｕｃｔｕｒｅｄ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ：Ｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ（ＧＭ ＣｈｏｗおよびＮＩ Ｎｏｓｋｏｖａ編（Ｋｌｕｗｅｒ、Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄs
、１９９８）、３１９〜３３３頁）；ＳｕｎおよびＹｉｎｇ Ｎａｔｕｒｅ ３８９：７０４〜７０６（１９９７）；Ｙｉｎｇ、Ｄｅｓｉｇｎｅｒ ｍａｔｅｒｉａｌｓ ｔｈｒｏｕｇｈ ｎａｎｏ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｉｎ Ｆｒｏｎｔｉｅｒｓ ｏｆ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ａｃａｄｅｍｙ Ｐｒｅｓｓ、Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎ、Ｄ．Ｃ．１９９６）、２３〜２７；Ｙｉｎｇら、Ｊ．Ａｍ．Ｃｅｒａｍ．Ｓｏｃ．７６（１０）：２５６１〜２５７０（１９９３）；Ｙｉｎｇら、Ａｎｇｅｗ．Ｃｈｅｍ．Ｉｎｔ．Ｅｄ．３８（１）：５６〜７７（１９９９）；Ｚｈａｎｇら、Ｃｈｅｍ．Ｍａｔｅｒ．１１（７）：１６５９〜１６６５（１９９９）；Ｚｈａｎｇら、Ｃｈｅｍ．Ｃｏｍｍｕｎ．１１０３〜１１０４（１９９９）］。このナノＨＡを、ミクロンＨＡおよび空の欠損（群３）と比較し、この空の欠損は、自発的な治癒のために残された。本研究において使用した全てのＨＡ調製物を、結晶純度およびサイズを研究するためのＸ線回折（ＸＲＤ）、分子構造を実証にするための光音響フーリエ変換赤外（ＰＡ−ＦＴＩＲ）分光、および粒子サイズおよび多孔性を決定するための透過型電子顕微鏡（ＴＥＭ）を使用して特徴付けた。

（インビボ動物研究および群設計）
３つの群を、利用可能なＨＡの型（群１および２）、および空のコントロール（群３）のいずれかを使用して、Ｇｅｒｈａｒｔら、Ｊ．Ｏｒｔｈｏｐ．Ｒｅｓ．３、１１：２５０〜２５５（１９９３）に従って、ラットの脛骨の骨幹端移植モデルにおいて使用した。実験室の動物の治癒および使用に関するＮＩＨの指針（ＮＩＨ刊行物、＃８５〜２３、Ｒｅｖ．１９８５）を観察した。およそ２００ｇの重量がある成体雄性Ｓｐｒａｇｕｅ Ｄａｗｌｅｙラットを、動物モデルとして使用した（Ｚｉｖｉｃ Ｍｉｌｌｅｒ、Ｚｅｌｉｅｎｏｐｌｅ、ＰＡ、ＵＳＡ）。動物を、塩酸ケタミン（１００ｍｇ／ｋｇ）およびキシラジン（５ｍｇ／ｋｇ）の筋内注射を使用して麻酔した。ラットに、ペニシリンＧの筋内予防用量（２５，０００Ｕ／ｋｇ）も与え、そして外科手術部位の毛を刈り、そしてＢｅｔａｄｉｎｅ（ポビドンヨード）およびアルコール（Ｄｕｒａ−Ｐｒｅｐ；３Ｍ Ｈｅａｌｔｈ Ｃａｒｅ、Ｓｔ．Ｐａｕｌ、ＭＤ、ＵＳＡ）の溶液で調製した。１．５ｃｍの縦切開を、左後脚の前部に作り、そして脛骨骨幹端を露出した。３ｍｍの孔を、ラットの前中央部脛骨骨幹端に作った。この処方物（外科手術前に、ペーストまたはパテに類似する粘度に混合した）を、調製された脛骨欠損部位へ、へらを使用して移植した。ＰＰＦベースのグラウトを、インサイチュで硬化し、そして骨グラウトの移植後、柔組織および皮膚を吸収性縫合糸を用いて、層にして閉鎖した。単一の処方物を、８頭の動物に移植した。術後３週目に、全ての動物を屠殺した。

（評価方法）
術後および屠殺まで３週間の間隔で、標本ｘ線単位（Ｍｉｃｒｏｆｏｃｕｓ ５０Ｅ６３１０Ｆ／Ｇ；Ｘｅｒｏｘ、Ｒｏｃｈｅｓｔｅｒ、ＮＹ、ＵＳＡ）を使用して直接撮影した高分解Ｘ線写真により、評価を行なった。放射線写真を、最小露光（３２ｋｖｐ、２秒）で撮影し、そしてマンモグラフィフィルム（Ｃｒｏｎｅｘ Ｍｉｃｒｏｖｉｓｉｏｎ；Ｄｕｐｏｎｔ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｒｏｄｕｃｔｓ、Ｗｉｌｍｉｎｇｔｏｎ、ＤＥ、ＵＳＡ）、カセット（ＭＲ Ｄｅｔａｉｌ；ＡＧＦＡ Ｒｉｃｈｆｉｅｌｄ Ｐａｒｋ、ＮＪ、ＵＳＡ）およびスクリーン（Ｍａｍｍｏｒａｙ；ＡＧＦＡ）を使用した。屠殺後、１０ｍｍの長さの脛骨セグメント（骨移植置換物とともに移植される切片を含む）を回収した。この標本を、組織学的分析のため、１０％緩衝化ホルマリン中での固定により処理した。標本（残存骨移植材料を含む）を、ＥＤＴＡ中で脱石灰し、そしてパラフィン包埋した。次いで、総標本の縦切片（５μｍの厚さ）を薄切し、そしてヘマトキシリンおよびエオシンを用いて染色した。さらに、カルシウム結晶を証明するために、スライドを、ｖｏｎ Ｋｏｓｓａ法を用いて染色した。スライドを、移植部位での再吸収活性および新骨形成、および炎症応答について試験した。

異なる型の移植片の周囲での新骨形成の組織形態計測評価を、この標本の、ヘマトキシリンおよびエオシン染色した縦方向の連続切片切片の画像を、Ｚｅｉｓｓ顕微鏡にマウントしたＣＣＤビデオカメラシステム（ＩＭ−７４５；ＰＵＬＮｉＸ、Ｓｕｎｎｙｖａｌｅ、ＣＡ、Ｕ．Ｓ．Ａ）を使用して得ることにより行なった。Ｉｍａｇｅ Ｐｒｏ Ｐｌｕｓソフトウェアを使用して、画像をデジタル化しそして分析した。それぞれの標本について、この移植片の周囲および内部で新たに形成された骨の領域を測定した。この測定を、同じ切片内のインプラントにより占有される総領域に対して基準化した。この標本の異なるレベルから得た５つの切片の最小を、本分析のために含めた。近傍のレベルの切片間の間隔は、代表的には３００マイクロメートルであり、この間隔は、新たに形成された骨のおおよその絶対容量を考慮し、この絶対容量を、得られるべきそれぞれの骨標本についての、これらの容量測定の平均的なパーセンテージ比（平均値±標準偏差）として与える。実験群とコントロール群との間の骨幹端部位での移植片周囲の新骨形成の程度を比較するために、回復指数を決定した。回復指数を、１研究群あたり８頭の動物に基づく、新たに形成された骨の容量比および全インプラントの容量として定義した。従って、絶対容量を、平均パーセンテージ比として与える。

（統計学的分析）
再構築指数における差異を、ＡＮＯＶＡ試験を使用することにより、統計的有意性について分析した。０．０５のｐ−レベルを、統計的に有意とみなした。

（結果）
（コントロール群）
コントロール群において、ラット脛骨中に作られた骨幹端欠損における新骨形成は、存在しなかった。皮質のドリルで孔を開けた部位で、いくつかの歯周部骨形成が存在したが、脛骨骨幹端における欠損の残存部は、主に骨髄および脂肪組織で満たされていた。

ミクロンヒドロキシアパタイト群において、このインプラントは、構造的に安定なままであり、そして崩壊しなかった。インプラントの分解またはこのレシピエント部位からの活発な細胞再吸収についての組織学的な証拠は存在しなかった。ＰＭＮを有するいくつかの中程度の浸潤が存在するが、これは、術後の炎症性変化と一致しているようであった。さらに、新骨形成が存在し、この新骨形成は、術後３週間後に、過剰な線維組織または炎症組織なしに、インプラント周囲をしっかりと満たしているようであった。移植片の表面に、破骨活性および骨芽活性が存在し、これは、インプラント周囲の骨が、活性な再構築を起こすことを示唆する。インプラント骨移植片の周囲にある骨は活性な再構築を起こすが、インプラントは、構造的にインタクトなままであった。ミクロヒドロキシアパタイト結晶は、ｖｏｎ Ｋｏｓｓａ染色を用いて用意に証明された。新骨形成および大量の円形細胞（その形態的な外観が骨芽細胞と一致する）は、ミクロンＨＡ結晶に密接して近位にあることが留意された。

ナノヒドロキシアパタイト群において、このインプラント表面は、ＰＭＮおよびマクロファージによる浸潤を伴う、より活発な炎症応答を刺激した。さらに、このインプラント周辺で、さらなる新骨形成が存在するようであった。群２と同様に、群３において、レシピエント部位からのインプラント溶解または活発な細胞の再吸収についての組織学的証拠も存在しなかった。ミクロンヒドロキシアパタイト群と対照的に、ＨＡ結晶は、ナノヒドロキシアパタイト群において、ｖｏｎ Ｋｏｓｓａ技術を用いても染色不可能であった。同様に、ミクロンＨＡ群における場合、円形核を有する大細胞（このインプラントとの境界面方向に位置付けられる）が存在した。類骨は、このインプラント材料上に分泌されようであった。

組織形態計測は、本研究で使用した異なる型の移植片周囲に形成される新骨の量は、コントロール群（移植片無し；ｐ＜０．００２）およびミクロンＨＡ群（ｐ＜０．０２５）においてよりもナノヒドロキシアパタイト群において有意に高かった。両方の処方物は、等しく骨伝導性であったが、新たに形成された網状骨により覆われる、このインプラント領域によって測定される場合、新たに形成された骨のより幅広い縁は、ナノヒドロキシアパタイトインプラント周囲に留意された。さらに、さらなる新骨が、これらの型のインプラント内において見出された。結果として、再構築の指数は、ミクロンヒドロキシアパタイト群と比較した場合、ナノヒドロキシアパタイト群において、より高かった（表２を参照のこと）。

ラットにおける本動物研究の最終的な目的は、骨伝導性のグラウト中でナノヒドロキシアパタイトの用途有用性を確立することであり、一方で、異物反応の非存在で生体適合性を証明し、そして骨治療／修復工程に対する効果を評価する。本明細書中に存在するＰＰＦベースの再吸収可能な骨移植片置換は、骨伝導性であることが予測された。なぜなら、このヒドロキシアパタイト充填剤は、類似のモデル評価において首尾よく使用されているからである。

２つの型のＨＡ粒子サイズは、本研究で研究された：（ａ）焼結された、球状のナノＨＡ（平均粒子サイズ＝４０ナノメートル）、および（ｂ）焼結された、球状のミクロンＨＡ（平均粒子サイズ＝２６ナノメートル）。本研究の結果は、ネガティブコントロールにおいて、新骨形成を示さず、このネガティブコントロールは、任意の移植片材料で満たされなかった。３週間で、ミクロンＨＡ群においてよりもナノＨＡ群において、欠損を完全にすることのない、より反応性のある新骨形成が生じた。これらの組織学的観察は、ＰＰＦがナノＨＡと組み合わせて使用される場合、有意な増加を証明する新骨形成の組織形態計測的な測定により支持された（表２）。このげっ歯類の研究において分析された期間の間（３週間）、インプラントの不具合または分解の証拠はない。さらに、これらのＰＰＦベースの骨移植片置換物は、過度に骨伝導性であり、同時発生的な新血管形成を有する、新たに形成された網状骨の両内殖を示すことを、明確に証明した。

これらの観察に基づいて、本研究は、１３．７％のＨＡを含むＰＰＦベースの骨移植材料の骨伝導特性は、さらに、ナノヒドロキシアパタイトの利用により改善され得ることを示した。迅速な骨内殖および治癒は、生分解可能な足場の周囲およびその中での加速した骨形成により、助長され得る。

（実施例２：ＨＡ粒子を含むＰＰＦを有する歯周部欠損の修復）
（材料および方法）
ポリ（プロピレンフマル酸）を、上記のようなプロピレングリコール（Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．、Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ、ＷＩ）でのフマル酸（Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ、Ｉｎｃ．）の直接エステル化により合成した。簡単に言い換えると、この反応を、高温で、ｔ−ブチルヒドロキノン（Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．、Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ、ＷＩ）（自然架橋のインヒビター）の存在下で、ｐ−トルエンスルホン酸一水和物（Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．、Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ、ＷＩ）により触媒した。この反応生成物を、塩化メチレン中で溶解し、未反応のフマル酸を除去するために濾過し、未反応のプロピレングリコールを除去するために２０％の水溶性メタノールで洗浄し、そして３Ａ型のモレキュラーシーブ（ＥＭ Ｓｃｉｅｎｃｅ Ｃｏ．）で乾燥させた。このポリマーを、ジエチルエーテル中での沈殿により塩化メチレンから回収し、アセトン中で再溶解し、乾燥させ、濾過し、そして減圧下でアセトンを除去した。ＰＰＦの重量平均分子量を、７．８×３００ｍｍのウルトラスチラゲル１０^３オングストロームカラム（Ｗａｔｅｒｓ、Ｍｏｄｅｌ ４１０、Ｍｉｌｆｏｒｄ、ＭＡ）（分散度２．５７［１７、２０］を有する、６６５０であるべきである）を使用する、ゲル透過クロマトグラフィーにより決定した。ヒドロキシアパタイト（ｈａ、ＣＡＭ Ｉｍｐｌａｎｔｓ ＢＶ、Ｔｈｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ）を、ミクロ形態またはナノ形態で作製した。Ｎ−ビニルピロリドン（ＶＰ）（Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．、Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ、ＷＩ）を、ＮａＯＨインヒビターを除去するために、減圧蒸留した（９３℃、１３ＭＭＨｇ）。ｎ，ｎ−ジメチル−パラ−トルイジン（ＤＭＰＴ）（Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．、Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ、ＷＩ）およびＴｗｅｅｎ ８０（Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ、Ｉｎｃ．）を有する溶液中のＶＰを、粘性のあるタンニンで着色したパテを形成するために、ＰＰＦおよびＨＡの乾燥粉末混合物に添加した。重炭酸ナトリウム（Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ、Ｉｎｃ．）、過酸化ベンゾイルイニシエーター（Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．、Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ、ＷＩ）、およびクエン酸（６．８ｗｔ％溶液）（Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ、Ｉｎｃ．）を、順番に、骨伝導性の発泡ネットワークを作製するために添加した。

この不飽和ＰＰＦポリマーを、骨伝導性の発泡ネットワークを作製するために、発泡剤、重炭酸ナトリウム（ＳＢ）およびクエン酸（ＣＡ）、ならびにＨＡの存在下で、ＶＰと架橋させ得、これを、欠損を充填する直前に骨移植片と混合し得る。クエン酸および重炭酸ナトリウムと水との反応は、二酸化炭素、泡沫形成および泡沫膨張を担う吹き付け剤を生成する。１％のＳＢ／ＣＡ装填は、以下の反応に従って、ＣＯ_２の化学量論的放出に基づいて、３７℃かつ１ａｔｍで、約２００％の膨張を生じる：

５００ｌｂのロードセルを備える試験機を使用して、そして１ｃｍ／分のクロスヘッドスピードで操作すると、平均強度および係数は、それぞれ、１７．７±２．８ＭＰａおよび３６５．３±７４．９ＭＰａであった。これらの圧縮強度データは、ＣａｒｔｅｒおよびＨａｙｅｓにより報告された値と比較可能であり、彼らは、骨のこの特性を歪み速度および歪み密度の機能として測定した。比較可能な歪み速度で、海綿質の圧縮強度（ｐ＝０．３１ｇ／ｃｍ^３）は、５．０ＭＰａであり、そして皮質骨については、海綿質の圧縮強度（ｐ＝２．０ｇ／ｃｍ^３）は、２００ＭＰａであることに留意した。

（分解力学）
ポリマー分解は、エステル結合の加水分解により生じ、これは、鎖の切断を生じる（Ｇｒｅｓｓｅｒら、１９９５；Ｐｅｔｅｒら、１９９７ａ，１９９７ｂ）。インビトロでの機械的データの定量的開発は、初期圧縮値（３週間で、初期値の５０％を越えない、機械的消失の比を有する海綿質（その強度については５Ｍｐａであり、そしてその係数については、５０Ｍｐａである）と比較可能である）として現在定義される、所望されるインビトロの結果に焦点を合わせる。

経時的な機械消失に対するポリマー分解の影響を決定するために、ポリマー分解に関して、足場の生体力学的特性のインビトロでの評価を実行し、ポリマー分解の時間配列と、この移植片材料の機械的強度を相関させた。係数試験および強度試験のためのサンプルを、３７℃でリン酸緩衝生理食塩水中で（ＡＳＴＭ Ｍｅｔｈｏｄ Ｆ１６３４−９５、「Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｐｒａｃｔｉｃｅ ｆｏｒ Ｉｎ−Ｖｉｔｒｏ Ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔａｌ Ｃｏｎｄｉｔｉｏｎｉｎｇ ｏｆ Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｍａｔｒｉｘ Ｃｏｍｐｏｓｉｔ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ａｎｄ Ｉｍｐｌａｎｔ Ｄｅｖｉｃｅｓ」で記載されるように）、適切な生理学的条件に対する負荷の下、インキュベートし、４日目ならびに１週目、２週目、３週目、６週目、９週目、および１２週目で取り出した。インビトロでサンプルを装填するプロトコルは、ＦＤＡ Ｇｕｉｄａｎｃｅ Ｄｏｃｕｍｅｎｔ ｆｏｒ Ｔｅｓｔｉｎｇ Ｉｍｐｌａｎｔ Ｄｅｖｉｃｅｓ（Ａｐｒｉｌ １９９６）で提唱され、そして負荷の下での生体ポリマー固定物のインビトロ試験のために前もって使用された（Ｔｒａｎｔｏｌｏら、２０００）ような、ＡＳＴＭ Ｍｅｔｈｏｄｓ Ｆ４５１−９９ａ（アクリルの骨セメントについての仕様書）ならびにＤ５０２４−９５ａおよびＤ４０６５−９５（動的機械特性の測定および報告について）の適用に基づいた。浴槽から除く際に、サンプルを十分に水和した条件において、生理食塩水を浸漬したガーゼ中で維持した。Ｏｒｅｇｏｎ Ｈｅａｌｔｈ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙの研究室のＤｒ．Ｗｉｌｓｏｎ Ｃ．Ｈａｙｅｓによって使用された標準的な手順を使用して、ＰＰＦの泡沫増量剤の機械的な値を、インビトロでの評価付けにおいて決定した。自動データ収集を、Ｌａｂ Ｖｉｅｗ^ＴＭを使用する研究を通して使用した。全ての実験を、Ｇｏｏｄ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ Ｐｒａｃｔｉｃｅ （ＧＬＰ）指針の下で、ＦＤＡ指針により必要とされるようなそれぞれのプロトコルおよびデータ分析について、Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｏｐｅｒａｔｉｎｇ Ｐｒｏｃｅｄｕｒｅｓ（ＳＯＰ’ｓ）を用いて行った。

分散の分析を使用して、それぞれの研究間隔で測定した機械消失の速度における、統計的に有意な差異を検出した。対応のあるｔ検定を使用し、ミクロンＨＡ処方物とナノＨＡ処方物を比較した。使用した全ての統計的検定において、ｐ＜０．０５の有意なレベルを選択した。

前記の機械的基礎に関して選択した処方物を、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ、ＡＭＲ−１０００、Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｍｅｔａｌｓ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｃｏｒｐ．）による形態学的特徴付けに供した。時間的プロフィールを、４つの時間点（ｔ＝０週、１週、３週、および６週）で、それぞれの選択物の６つのサンプルを使用して、ＮＩＨ Ｓｃｉｏｎ Ｉｍａｇｅソフトウェアを使用して処理し、そして分析したデータを用いて開発させた。

（評価手順）
ナノＨＡまたはミクロンＨＡのいずれかで増強した、ＰＰＦベースのグラウトをスクリーニングし、そしてコントロールと比較した。ラットを４つの群に分け、ここで、３つの群のそれぞれに、ミクロンＨＡのＰＰＦインプラント（群１）、Ｔａｓｋ２の機械的な結果について選択したナノＨＡのＰＰＦインプラント（群２）、または無機質脱落された骨（群３）のいずれかを移植した。第４の群（群４）は、この欠損モデルの自発性治癒を評価するための、偽コントロール（すなわち、未充填の欠損）であった。４５日齢のＳｐｒａｇｕｅ−Ｄａｗｌｅｙラット（Ｚｉｖｉｃ Ｍｉｌｌｅｒ、Ｚｅｌｉｅｎｏｐｌｅ、ＰＡ、ＵＳＡ）を、１群３６頭で４群に分類した。

抜歯のために、動物の体重を測定し、次いで、ベントバルビタールナトリウム（ネンブタール）を、５０ｍｇ／ｋｇ体重で一回腹腔内注射することで麻酔をかけた。抜歯のために、鋭利な探針を使用した。右側の上顎および下顎の大臼歯全てを、解剖顕微鏡（Ｄｅｎｔｉｓｃｏｐｅ、Ｊｏｈｎｓｏｎ ＆ Ｊｏｈｎｓｏｎ、Ｅ．Ｗｉｎｄｓｏｎ、Ｎ．Ｊ．）下で抜いた。次いで、それぞれの歯の周囲に探針の先端をあて、そして徐々に組織を分離することによって、それぞれの歯の歯頚部から歯周靭帯を弛緩した。次いで、短針を大臼歯間に置き、そして大臼歯を外した。

実験群の動物において、下顎部位に、異なるＰＰＦベースのインプラント材料、またはＭｕｓｃｕｌｏｓｋｅｌｅｔａｌ Ｔｒａｎｓｏｌａｎｔ ＦｏｕｎｄａｔｉｏｎからのＧｒａｆｔｏｎ Ｐｕｔｔｙ（登録商標）として市販される、無機質脱落したヒト骨マトリクスで詰めた。歯槽内にその材料を、アマルガム・キャリアとともに入れた後、少量のアマルガムコンデンサで歯槽を丁寧に詰めた。この抜歯部位を閉鎖し、そしてインプラント材料をこの場所に維持するために、結節縫合を取り付けた。動物に、柔らかいラット用の固形飼料および水を、適宜与えた。

それぞれの群から１２頭を、術後３週目、６週目、および１６週目で屠殺した。屠殺の２週間前に、以下に記載されるような組織学的評価のために、動物に蛍光色素を注射した。合計１４４頭のラットが含まれた。

放射線写真技術、組織学技術および組織形態学的技術を使用することによって、評価を実行し、これらの技術を、以下に記載する：
（放射線写真）
標準的な放射線写真（０．３秒、８０ｋＶｐ）を、抜歯後１日目、および２週目、４週目、および１６週目で撮影した。下顎骨の右側および左側の両方に関して、２枚の放射線写真を作った。Ｘ線ビームの角度を基準化するために、アクリルの円錐体のガイドを頭蓋計測器に固定した。Ｎｉｓｈｉｍｕｒａら（１９８７）によって記載されるような歯槽提の高さを測定するために、放射線写真をスキャンし、そしてＩｍａｇｅ Ｐｒｏ Ｐｌｕｓソフトウェアを用いて、デジタル的に分析した。初期の研究が証明したように、この技術によって作られたフィルムは、実質上重ね合わせが可能である。

（組織学的実験）
抜歯およびＰＰＦ移植後、３週目、６週目、および１６週目で、動物を屠殺した。下顎を直接除去し、皮を剥ぎ、そして２４時間より多く１０％ホルマリン中で固定した。大臼歯の提領域のみを含むように標本の形を整え、次いで、標本が十分に脱灰するまでエチレンジアミンテトラ酢酸（ＥＤＴＡ）中に置いた。近遠心方向で、その提の長さに沿って標本を切断し、そしてパラフィン中に包埋した。５μｍ厚さの切片を作り、そしてヘマトキシリンおよびエオシンで染色した。

（組織形態計測）
次いで、組織形態計測を全ての標本上で実行した。この目的のために、Ｚｅｉｓｓ顕微鏡に取り付けたＣＣＤビデオカメラシステム（ＴＭ−７４５；ＰＵＬＮｉＸ、Ｓｕｎｎｙｖａｌｅ、ＣＡ、ＵＳＡ）を、使用した。画像ソフトウェア（ＩｍａｇｅＰｒｏ Ｐｌｕｓ）を使用して画像をデジタル化し、そして分析した。それぞれの頭蓋冠組織標本について、この欠損の総領域により分割される、新たに形成された骨により置換される欠損の領域（すなわち、インプラント）を、連続組織切片上で決定した。隣接水準の切片間の間隔は、代表的には、３００マイクロメートルであった。本分析のために、最小で１０枚の切片を含めた。データを、平均パーセンテージ比（平均標準偏差）として示した。

（統計学的分析）
未処置のコントロール群とインプラント処置した群との間の歯槽提の高さの変化の統計学的分析を決定するために、マン−ホイットニー検定を実行した。未処置のコントロール群およびインプラント処置した群における抜歯後、正味の重量増加に関してマン−ホイットニー検定を実行し、正味の重量増加が、両方の群で同じであるという帰無仮説を試験した。それぞれの動物についての再吸収パターンを、二次方程式ｙ＝ａｘ^２＋ｃに合う再吸収曲線に合うように決定した。多重線形回帰分析を、本研究で使用したそれぞれ動物に関して実行した。決定係数（Ｒ^２）は、適切な適合を示した。Ｒ^２は比率であり、そして０〜１の範囲にある値である；Ｒ^２の値が１に近ければ近いほど、個々のデータは、再吸収モデルにより適合する。第３の分析は、クラスカル−ワルス分析を使用することによる、特定の時間での結果における変化の研究である。この非母数一元分散分析を、研究の間の特定の時間（抜歯後３週目、６週目および１６週目）で、群間で再吸収の速度が異なるか否かを決定するために、未処置のコントロール群およびインプラント処置群に適用した。最後に、抜歯後３週目と１６週目との間で提の高さにおける変化を測定するために、ｔ検定を使用した。この試験を、未処置のコントロール群およびインプラント処置群に対して、別個に適用した。

この式を、ラットの下顎部位に移植片を移植することによって評価した。

（結果）
多孔性の足場を、発泡性の充填剤、重炭酸ナトリウムおよびクエン酸、ならびに骨伝導性の充填剤（ＨＡ）の存在下で、不飽和ＰＰＦポリマーとビニルモノマー、ビニルピロリドン（ＶＰ）との架橋により形成した。混合すると、この混合物は、モノマーおよびＣＯ_２の同時発生によるＰＰＦの架橋によって硬化し、加水分解により分解可能な多孔性の足場を生じる。充填剤の一部としてのＨＡの使用は、この足場の骨伝導性を支持し（Ｓａｉｔｏ、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ １５、１５６〜１６０（１９９４））、一方で、ＣＯ_２により生じた孔は、インサイチュでの細胞接着および増殖のために多孔領域を提供し（Ｂｏｎｄｒｅら、２０００）、そしてこの重合支持体の親水性は、細胞移動を助長する（Ｌｅｗａｎｄｒｏｗｓｋｉら、１９９９）。

ＰＰＦ足場（ＨＡ粒子無し）を、インビトロで形態学的特性、機械的特性および表面特性について評価し、そしてラット脛骨欠損モデル（Ｇｅｒｈａｒｔら、１９８９）を使用してインビボで評価した。制御された超構造特徴のために設計した足場は、親水性であり、機械的に海綿質に匹敵し（ＰＰＦ移植片材料の圧縮強度については６．４ＭＰａ 対 海綿質の圧縮強度については５．０ＭＰａ（ＣａｒｔｅｒおよびＨａｙｅｓ、Ｓｃｉｅｎｃｅ １９４、１１７４〜１１７５（１９７６）））、寸法的に安定であり、そして多孔性（Ｂｏｎｄｒｅら、１９９９）である。ラットのインプラント領域の組織学的および組織形態学的試験は、足場の多孔性が、骨の内部増殖を支持し、そしてこの足場の安定性は、この欠損部位の寸法の完全性を維持することを示した（Ｌｅｗａｎｄｒｏｗｓｋｉら、１９９９）。ＰＰＦ充填剤を装填したナノＨＡに関する予備機械試験は、ナノＨＡを装填したＰＰＦ複合材が、７．５ＭＰａの圧縮強度を有することを示した。

（実施例 ３．脊椎セグメント修復のための、ミクロＨＡまたはナノＨＡを有するＰＬＡベースの足場）
脊椎融合を対象とした、ポリ（乳酸）、ＰＬＡ、取り付け具をＨＡ（ミクロンサイズまたはナノサイズのいずれか）とともに充填し、そしてＰＬＡのみの取り付け具と比較した。図１は、Ｌ４／Ｌ５の椎間板切除および縦靭帯の前部および後部の切開後の、脊椎セグメントにおけるこの取り付け具の圧縮特性に関するＨＡ充填剤の効果を示す。図１は、軸方向への圧縮の間のインタクトな運動セグメントに関して正規化にされた、欠損荷重結果および硬さの結果を要約する。ポリマーのみの図（「Ｂｉｏ ｃａｔｅ １」）は、硬さおよび欠損荷重において、インタクトな脊椎セグメントと比較して、それぞれ８０〜１００％低く、一方で、ミクロンＨＡを充填した「Ｂｉｏ ｃａｇｅ ２」は、その値の４５〜５０％であった。ナノＨＡを充填した「Ｂｉｏ ｃａｇｅ ３」は、非充填ポリマー（「Ｂｉｏ ｃａｇｅ １」）と統計学的には同等であった。

（実施例 ４．骨移植片増量剤として使用するためのＰＰＦ−ＨＡ）
ＰＰＦベースの足場処方物を、ラット脛骨モデルにおいて、骨移植片増量剤として使用した。この足場を、自己移植片および同種移植片とともに混合し、歯科用カッター（直径４．５ｍｍに達する）を使用してラット脛骨の前面に作った円状骨幹端欠損に直接配置した。この材料を、インサイチュで硬化させた。これらの処方物を、移植片材料、自己移植片、同種移植片およびＰＰＦ単独のいずれも有さない欠損と比較した。

（材料および方法）
本研究では、６群の動物が含まれた。新鮮な皮質海面状（ｃｏｒｔｉｃｏｃａｎｃｅｌｌｏｕｓ）自己移植片を手術中に入手し、次いで、欠損部位への再移植前にＰＰＦ骨移植片増量剤（表３）とすぐに混合した。類似の性質の同種移植片をＳｐｒａｇｕｅ−Ｄａｗｌｅｙラットから入手し、柔組織および骨髄を落とし、新鮮な状態で凍結し、そして使用まで−８０℃で保存した。自己移植片および同種移植片の両方を、ＰＰＦ骨移植片増量剤とともに、５０：５０の比で混合した。

雄性Ｓｐｒａｇｕｅ−Ｄａｗｌｅｙラット（およそ４００グラム、Ｃｈａｒｌｅｓ Ｒｉｖｅｒ Ｂｒｅｅｄｉｎｇ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）を、動物モデルとして使用した。塩酸ケタミン（１００ｍｇ／ｋｇ）およびキシラジン（５ｍｇ／ｋｇ）の筋内注射を使用して、動物に麻酔した。これらのラットに、筋内で予防投与量のペニシリンＧ（２５，０００Ｕ／ｋｇ）も与え、そして外科手術部位を剃毛し、そしてＢｅｔａｄｉｎｅ（ポビドンヨード）およびアルコール（Ｄｕｒａ−Ｐｒｅｐ；３Ｍ Ｈｅａｌｔｈ Ｃａｒｅ、Ｓｔ．Ｐａｕｌ、ＭＤ、ＵＳＡ）の溶液で調製した。１群３頭の動物および６頭の動物を、それぞれ１週目および４週目で屠殺し、それぞれ６群について研究した。従って、合計５４頭の動物を本研究に含んだ。

（結果）
ネガティブコントロール（いずれの移植片材料でも充填されない）の組織学的評価は、欠損が、術後１週目で、繊維組織および肉芽組織で充填されていることを示した。４週目で、欠損を閉鎖することなく、いくつかの反応性のある新骨形成が存在した。ＰＰＦ単独または自己移植片骨材料単独のいずれかで充填された欠損を、ポジティブコントロールとして使用した。これらの切片は、４週目で完全に近い欠損の治癒を伴う、自己移植片群における初期の新規繊維性骨を示した。ＰＰＦ単独で充填した欠損は、ＰＰＦの骨伝導性を証明するＰＰＦ気泡性足場により促進される、初期の新骨形成を示した。新骨の連続した、徐々の内殖を伴うこの材料の再吸収性の増加は、術後４週目で見られた。

ＰＰＦ骨移植片増量剤と、同種移植片材料または自己移植片材料との混合は、同種移植片および自己移植片の両方を有する新骨形成の増強を生じた。しかし、改善された骨誘導は、ＰＰＦ骨移植片増量剤を新鮮な自己移植片と混合した場合にのみ、見られた。ＰＰＦと自己移植片との組み合わせは、自己移植片が単独で使用された場合よりも、さらなる新骨形成を生じた。さらに、同種移植片の組み合わせ 対 同種移植片単独を使用した場合、さらなる新骨が存在した。これらの組織学的観察は、新骨形成の組織形態計測的測定（ＰＰＦを自己移植片または同種移植片のいずれかとの組み合わせで使用した場合、有意な増加を証明した）によって支持された（表４および５）。骨幹端および皮質の再構築指標を、１研究群あたり３頭または６頭の動物に基づくおよその平均パーセンテージ比（それぞれ、１週目または４週目の時点について）として、決定した。この分析は、ポジティブコントロール群（骨移植片またはＰＰＦ移植片増量剤単独）と比較した場合、実験群（ＰＰＦ移植片増量剤とともに混合した骨移植片）において、著しい、さらなる新骨形成が存在したことを示した。

（実施例５．即時性インプラント支持体としての、歯周部組織再生のためのＰＰＦ−ＨＡ泡沫の使用）
（材料および方法）
骨移植片増量剤キャリアを、気泡性パテ（重合可能な実体（ＰＰＦ、ＶＰ）をイニシエーター（ＢＰ）から分離するために、２部系として調製される）として調製した。ＢＰは、重量的には少ない成分であるので、バルクを提供するために過酸化ベンゾイルに関して不活性な成分およびそのインヒビターとともにパッケージする。

この気泡剤は、化学量論比のクエン酸（ＣＡ）および重炭酸ナトリウム（すなわち、１．０：１．３、ｗ／ｗ）から構成される粒剤からなる。インビトロでの試験標本は、重合する複合材料を直径１０ｍｍで、高さ１０ｃｍの円筒形のＴｅｆｌｏｎ（登録商標）^ＴＭ鋳型に配置し、そしてこのポリマー泡沫を架橋させることによって調製した円筒形であった。この機械的試験のために使用されるサンプルは、インビトロ試験およびインビボ試験のために、０．０ｍｍ×１０ｍｍであった。この例の処方物は、０．６４８４±０．０８３４ｇ／ｍｌの密度を有する泡沫を生じた。

骨セメントについてのＡＳＴＭ Ｆ４５１−９５に従って、機械試験を行った。このサンプルを、Ｉｎｓｔｒｏｎ Ｍｏｄｅｌ ８５１１ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｔｅｓｔｉｎｇ Ｍａｃｈｉｎｅでの圧縮の際に試験した。Ｉｎｓｔｒｏｎに、５００ｌｂのロードセルを取り付け、そしてこのロード計量器をゼロに合わせ、バランスをとってそして較正した。サンプルを、１ｃｍ／分のクロスヘッドスピードで破損させるために圧縮し、そして、ロード変形曲線を記録した。これらのデータから、最終的な圧縮応力（σ）およびＹｏｕｎｇ係数（γ）を計算し得た。最終的な圧縮応力を、破損時に適用されるロードを残存標本の本来の断面積で割ったものとして計算し、一方でＹｏｕｎｇ係数を、ロード変形曲線の直線部分における傾きとして計算した。多孔性セメントの平均圧縮強度（８サンプルの平均）は６．７７±２．５ＭＰａであった。これらの圧縮強度データは、ＣａｒｔｅｒおよびＨａｙｅｓにより報告された値と比較可能であり、彼らは骨のこの特性を、歪み速度および密度の関数として測定した。比較可能な歪み速度で、海綿質の圧縮強度（ρ＝０．３１ｇ／ｃｍ^３）は、５．０ＭＰａであることが留意された（ＣａｒｔｅｒおよびＨａｙｅｓ、１９７６）。

このインプラントシステムを挿入するために、歯のない期間の中間で、歯肉組織内に作られた頬舌切開を必要とする簡潔な外科的セッションのみを要求する。次いで、トンネルを作成する手順を使用し、組織を歯茎突起裂から、切開から両方向で分離した。組織をさらに切開することなく、そして組織に反映することなく、これを実行した。組織が骨から分離した後、このポリマーシステムを、切開の遠位にある組織の下に完全に注入した。次いで、膨張システムを切開の前方方向で形作り、増大されるべきまたは「組み立て」られるべき歯周部組織の所望される形が達成されるまで、組織の下に置いた。歯肉組織の下のこの成形は、生分解可能なポリマーシステムを硬化し、その結果、比較的硬い構造を負った。

一旦歯周部再生システムが骨の歯茎突起裂にわたって形成され、そしてそれとともに密接に整合したならば、切開は縫合され、その結果、この移植再生システムの手術は、完全に終了する。この手順の間に、骨膜下インプラントシステムを配置した。次いで、時間の経過が、この歯肉組織の再構築を可能にした。次いで、骨膜下に配置したインプラントシステムの上部に、ポストおよび人工的な歯の構造物を配置した。切開の両側に対して、このインプラントシステムにトンネルを開け、二分の一を、組織の下で一方向に滑らし、そしてもう二分の一を、組織の下でもう一方向に滑らせた。次いで、２つの注入したインプラントシステムを一緒にし、そして１つの部分に成形した。

インプラント部分が固く適所に固定されるために十分な時間が経過したならば、人工的な歯の構造のコピーを作った。このコピーは、骨膜下に配置したインプラントにより提供された外側のねじ山にねじ込まれ、そして固定した補綴の後部歯冠として作用した。

（結果）
寸法的に安定な多孔性の足場を、重炭酸ナトリウムおよびクエン酸およびヒドロキシアパタイト（ＨＡ）の存在下で、不飽和ＰＰＦポリマーと、ビニルピロリドン（ＶＰ）との架橋により調製した。実行可能性を証明するために、ＰＰＦ足場を、上述されるように、形態学的特性、機械的特性および表面特性についてはインビトロで、そしてＧｅｒｈａｒｔら（１９８９）により確立された、ラット脛骨欠損モデルを使用してインビボで評価した。足場は、機械的に海綿質と比較可能であり、寸法的に安定であり、そして多孔性であることが示された。ラットのインプラント領域の組織学的実験および組織形態学的実験は、この生分解可能な骨移植片増量剤の足場は、骨内殖および欠損部位の寸法完全性を維持する足場の安定性を支持することを示唆した。

脛骨のドリル穴に注入したＰＰＦ気泡性足場への骨内殖の時間配列を研究した。破骨活性および骨芽活性ならびに新血管形成は、術後１週目と同じくらい早く、泡沫移植部位で見られた。泡沫は新骨形成のための足場として働くようであった。術後３週目で、ドリルで開けられた穴は、この泡沫を注入した全ての動物において、完全に治癒された。比較される際に、これは、穴はドリルで開けられるが、インプラントが注入されないコントロール動物には当てはまらない。術後３週目および４週目でいくらかの骨膜骨形成が存在したが、この穴の完全な治癒は、偽手術動物のいずれにも観察されなかった。

（実施例６．多孔性のポリ（プロピレングリコ−グリコール−ｃｏ−フマル酸）足場の骨伝導性の決定）
（材料および方法）
（材料）
ポリ（プロピレンフマル酸エステル）（ＰＰＦ）を、ｐ−トルエンスルホン酸（Ａｌｄｒｉｃｈ）の存在下で、フマル酸（Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ、Ｉｎｃ．、Ｐｉｔｔｓｂｕｒｇｈ、ＰＡ、ＵＳＡ）およびプロピレングリコール（Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．、Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ、ＷＩ、ＵＳＡ）の直接エステル化により合成した（Ｇｒｅｓｓｅｒら、Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔ．Ｒｅｓ．、２９、１２４１〜１２４７（１９９５）；Ｌｅｗａｎｄｒｏｗｓｋｉら、Ｔｉｓｓｕｅ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ Ｔｉｓｓｕｅ Ｅｎｇ、５（４）：３０５〜１６（１９９９））。１−ビニル−２−ピロリジノン（ＶＰ）、過酸化ベンゾイル（ＢＰ）、およびＮ−Ｎ−ジメチル−ｐ−トルイジン（ＤＭＰＴ）をＡｌｄｒｉｃｈから購入し、そして受け取ったままの状態で使用した。

（骨修復材料処方物）
ＰＰＦベースの骨移植片置換システムを、表６において示されるような固形粉末および液体成分からなる２部処方物として調製した。粘性のあるパテ様のペーストを形成するために、ＶＰ（７２．６％ ｗ／ｗ）およびＤＭＰＴ（０．２％ ｗ／ｗ）の水溶液を、ＰＰＦ（７１．８％ ｗ／ｗ）およびヒドロキシアパタイトの乾燥粉末混合物に混合することにより、この骨修復システムを調製した。ＰＰＦ：ＶＰの重量比を、４：１で一定に保った。ＰＰＦとＶＰとの間の架橋反応を、過酸化ベンゾイル（ＢＰ；３．６％ ｗ／ｗ）の添加により開始した。遊離基の産生を、液体混合物中でＤＭＰＴの使用により加速させた。重炭酸ナトリウム（１．７％ ｗ／ｗ）およびクエン酸（１．３％ ｗ／ｗ）をまた、この乾燥粉末処方物に添加した。ＶＰ溶液およびＰＰＦ粉末の混合に際して、発泡性薬剤（クエン酸（ＣＡ）および重炭酸ナトリウム（ＳＢ））の反応は、１００〜１０００μｍのそれぞれの孔サイズを有する移植片材料の制御された膨張を生じた。

ヒドロキシアパタイト（ＨＡ）の２つの型を、２つの特定のＰＰＦ処方物を作製するために使用した：焼結された、球状のμｍサイズのＨＡ（中央粒子サイズ＝２６μｍ、ＣＡＭ Ｉｍｐｌａｎｔｓ、Ｔｈｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓから市販される）およびｎｍサイズのＨＡ（中央粒子サイズ＝４０ｎｍ（Ｓｕｎ ＴおよびＹｉｎｇ ＪＹ、Ｎａｔｕｒｅ、１９９７、３８９：７０４〜７０６（１９９７）；Ｙｉｎｇら、Ｊ．Ａｍ．Ｃｅｒａｍ．Ｓｏｃ．７６（１０）：２５６１〜２５７０（１９９３）；Ｙｉｎｇら Ａｎｇｅｗ．Ｃｈｅｍ．Ｉｎｔ．Ｅｄ．３８（１）：５６〜７７（１９９９）；Ｚｈａｎｇら、Ｃｈｅｍ．Ｍａｔｅｒ．１１（７）：１６５９〜１６６５（１９９９））。以下に概略されるように、このμｍサイズのＨＡ ＰＰＦ処方物（群Ａ）およびｎｍサイズのＨＡ ＰＰＦ処方物（群Ｂ）を、無機質脱落された骨マトリクスで充填した欠損（群Ｃ）および治癒を受けないままである空の欠損（群Ｄ）と比較した。

（動物研究の設計）
ＰＰＦベースの骨修復材料の骨伝導効果および生体適合性を評価するために、Ｐｅｔｔｉｓら、Ｊ．Ｏｒａｌ Ｍａｘｉｌｌｏｆａｃ Ｓｕｒｇ ４８（１０）：１０６８〜７４（１９９０）およびＳａｌａｔａら、Ｉｎｔ．Ｊ．Ｏｒａｌ Ｍａｘｉｌｌｏｆａｃ Ｉｍｐｌａｎｔｓ １３：４４〜５１（１９９８）により、以前に記載されたラット頭蓋骨欠損モデルを使用して、処方物を重大ではない頭蓋欠損に移植した。

この欠損のサイズは、直径４ｍｍに達した。実験動物の世話および使用について、合衆国公衆衛生局の指針を順守した。およそ１００ｇの体重であり、そして２８日齢であるＳｐｒａｇｕｅ Ｄａｗｌｅｙラットを、動物モデルとして使用した（Ｃｈａｒｌｅｓ Ｒｉｖｅｒ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ、Ｗｉｌｍｉｎｇｔｏｎ、ＭＡ、ＵＳＡ）。塩酸ケタミン（１００ｍｇ／ｋｇ）およびキシラジン（５ｍｇ／ｋｇ）の筋内注射を使用して、動物に麻酔した。外科手術部位を剃毛し、そしてＢｅｔａｄｉｎｅ（ポビドンヨード）およびアルコール（Ｄｕｒａ−Ｐｒｅｐ；３Ｍ Ｈｅａｌｔｈ Ｃａｒｅ、Ｓｔ．Ｐａｕｌ、ＭＮ、ＵＳＡ）の溶液で調製した。術後、これらのラットに、筋内で予防投与量のペニシリンＧ（２５，０００Ｕ／ｋｇ）も与えた。
２つの直径４ｍｍの皮質欠損を、それぞれのラットの頭蓋に作った。動物を、１群８頭で３群に分類し、そして１つの欠損を以下のうちの１つで処置した：μｍサイズのＨＡを含むＰＰＦ処方物（群Ａ）、ｎｍサイズのＨＡおよびＰＰＦ（群Ｂ）、または無機質脱落した骨マトリクス（群Ｃ）。この第２の欠損は、治癒を受けさせずに残しておき、そして対合するコントロールとして働かせた。動物群を、術後１週目、２週目、４週目、および７週目で評価し、従って、合計９６頭の動物が本研究に含まれた。このＰＰＦ処方物を、ペーストまたパテと類似の硬さになるように、手術の間に混合し、次いで、へらを使用して、この調製した頭蓋骨欠損に移植した。この骨修復材料処方物を、インサイチュで硬化させた。群Ｃの動物における移植のために、無機質脱落した骨マトリクス（ＤＭＢ、Ｇｒａｆｔｏｎ Ｐｕｔｔｙ^ＴＭ、Ｍｕｓｋｕｌｏｓｋｅｌｅｔａｌ Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔ Ｆｏｕｎｄａｔｉｏｎ、Ｓｈｒｅｗｓｂｕｒｙ、ＮＪ）を入手した。インプラント材料を、インサイチュで、およそ５分間硬化させ、次いで、この柔組織および皮膚を、吸収可能な縫合糸を用いて、層を成して閉鎖した。
（骨修復材料処方物の評価方法）
屠殺後、頭蓋および周辺の柔組織の切除生検を、Ｘ線写真に撮影した。次いで、標本を１０％の中性緩衝化ホルマリン中で固定し、そして４Ｎのギ酸中で脱石灰化した。５μｍの厚さの連続縦切片を、５０μｍの間隔で作った。切片を、ヘマトキシリ−エオシン（Ｈ＆Ｅ）で染色した。頭蓋欠損骨での再吸収活性および新骨形成の記述的な分析により欠損治癒について、ならびに骨修復材料に対する炎症性応答について、スライドを試験した。さらに、Ｚｅｉｓｓ顕微鏡上にマウントしたＣＣＤビデオカメラシステム（ＴＭ−７４５；ＰＵＬＮｉＸ、Ｓｙｎｎｙｖａｌｅ、ＣＡ、Ｕ．Ｓ．Ａ）を使用して、標本の連続縦切片の画像を取得することによって、頭蓋骨欠損およびＰＰＦ修復材料の移植に応じた新骨形成の組織形態計測評価を行なった。Ｉｍａｇｅ Ｐｒｏ Ｐｌｕｓソフトウェアを使用して、画像をデジタル化しそして分析した。この欠損内の、新骨によって占有される領域を、１週目、２週目、４週目、および７週目で２頭の動物由来の、Ｈ＆Ｅ染色したスライドを使用して定量した。この新骨形成（それぞれの動物の空のコントロールと比較して、本来の４ｍｍの欠損領域のパーセンテージとして表される）を、３つのテンプレート、または目的マスクの領域（コントロールサンプルにおける、この頭蓋骨欠損および対応する反対側の領域にわたる３つの領域に配置される）を使用してそれぞれのサンプルについて計測した。３つの連続縦切片の最小および６つの連続縦切片の最大から、それぞれのサンプルについて平均を得た。これは、新たに形成された骨の近似的絶対容量（Ｎｅｗ Ｂｏｎｅ Ｖｏｌｕｍｅ Ｉｎｄｅｘとして定義される）を得ることを可能にし、この絶対容量を、それぞれの骨標本について、これらの連続領域測定値の平均（平均値±標準偏差）として与える。Ｎｅｗ Ｂｏｎｅ Ｖｏｌｕｍｅ Ｉｎｄｅｘをパーセンテージ比として与え、そして１群あたりＰＰＦを移植した動物から調製した全ての切片の平均として示す。
（統計学的分析）
μｍサイズのＨＡ（群Ａ）またはｎｍサイズのＨＡ（群Ｂ）のいずれかを含むＰＰＦ処方物の移植に応じて形成される新骨の量における差異を、正常に分布されたサンプルについてＡＮＯＶＡ検定を使用することにより、統計的有意差について分析した。テューキー検定を使用して、Ｐ値を確立した。クラスカル・ワリス検定を使用して、正常に分布されなかったサンプルを分析した。０．０５未満のｐレベルを、統計的有意とみなした。

（結果）
９６箇所の実験的移植部位において、インプラント反応の術後の合併症または臨床徴候は存在しなかった。術後期間全体にわたって、骨折または深層感染は観察されなかった。解剖後、そして切開し、組織学的分析および組織形態計測的分析のために包埋する前に、肉眼で検査した。

結果を、表７および表８中に記述した。

全ての移植した標本は、種々の量の新たに形成された骨で充填されていることが見出された。空の欠損部位は、見出されなかった。全てのＰＰＦおよびＤＭＢグラウトされた骨標本を、インタクトなまま回収した。ＰＰＦベースの骨修復材料材料の頭蓋骨欠損部位への移植は、回収した標本のいずれにおいても、過剰な肉眼で見える肉芽組織形成の非存在によって証明されるような、全体にわたる良性組織応答を生じた。全ての手術部位は、十分に治癒したようであり、そしてインサイチュで硬化された材料に対する周囲の柔組織の明白な有害反応は存在しなかった。コントロール欠損の全ては、良性らしい柔組織反応を有した。

（Ｘ線写真研究）
種々の追跡時間点での全ての実験的頭蓋骨標本のＸ線写真分析は、いずれのインプラント材料を使用したかにかかわらず、術後４週目まで、移植部位での骨治療の十分な証拠が存在することを示した。欠損部位内およびその周囲に、放射線光（ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｉｃ ｌｕｃｅｎｃｉｅｓ）は存在しなかった。４週目にＸ線写真は、ＤＭＢ群においてよりも２つのＰＰＦベースの群において、さらなる骨形成を示した。治癒を受けないまま残されたコントロール欠損において、骨形成の証拠は存在しなかった。光吸収測定を用いて新骨形成の量を半定量的に評価し、この量は、内部ファントムを有するＸ線写真間で基準化した。この測定は、ｎｍサイズのＨＡを含むＰＰＦインプラントにおける、最大量の新骨形成を示した。Ｘ線写真上で、周囲の柔組織は、外観上は正常であり、全ての移植部位で腫張または流体滞積のあらゆる証拠はなかった。

（組織学的分析）
群Ａにおいて、μｍサイズＨＡを含むＰＰＦベースの骨修復材料を移植した。術後1週目および２週目で回収した骨サンプルの組織学的分析は、インサイチュで硬化した骨修復材料の大部分はインタクトなままであることを示した。いくつかの新骨形成が存在し、新骨形成は、求心性の様式でこの欠損の表面から中心方向で起こった。術後４週目および７週目で、このＰＰＦインプラントは、新たに形成された骨によりますます置換されたようであった。このＰＰＦインプラントは、もはやインタクトでなく、そして骨内殖に続く分解が起こったようであった。ほとんどのサンプルにおいて、欠損は治癒されるが、新骨で完全に充填されないことが留意された。

群Ｂにおいて、ｎｍサイズのＨＡを含むＰＰＦ骨修復材料を移植した。術後１週目および２週目での組織学的所見は、群Ａのサンプルと類似であった。しかし、骨形成は、インプラント周辺に新たに形成された骨柵状織内で達成された骨髄増殖により証明されるような、より明白な初期炎症応答を伴ってより活発であるようだ。術後４週目で、ｎｍ−ＨＡ／ＰＰＦインプラントは、完全に再吸収され、そして新たに形成された骨で置換された。７週目で、頭蓋欠損は、術後４週目で獲得されたサンプルと比較した場合、欠損領域の完全に近い再構築を用いて本質的に治癒した。

群Ｃにおいて、無機質脱落した骨マトリクスを、コントロールの目的のために移植していた。組織学的な観察は、移植され無機質脱落した骨マトリクスが、術後の追跡時間点のいずれでも、明らかに同定されえなかった点で、ＰＰＦを移植した群（群ＡおよびＢ）とは異なっていた。この材料は、術後１週目と同じくらい初期に再吸収されたようであった。しかし、新骨形成は、術後４週目とおなじくらい初期に留意され、そして術後7週目でより明白であるようであった。完全に近い頭蓋欠損の治癒は、術後７週目で留意された。術後７週目で、全頭蓋欠損は、ゆるくパッキングされた、新たに形成された骨で充填された。

対照的に、コントロール欠損（ここで、インプラントを配置していない）は、術後４週目まで空のままであった。ドリルで穴を開けた欠損の表面に起源する、いくつかの反応性の骨形成が留意された。術後７週目で、コントロールのドリルで穴を開けた欠損は、４週目のサンプルと類似しているようであり、そして新たに形成された骨で充填されなかった。

これは、組織形態計測的分析によって支持された。Ｎｅｗ Ｂｏｎｅ Ｖｏｌｕｍｅ Ｉｎｄｅｘにより表された定量的な容量測定によって、ｎｍ−ＨＡ／ＰＰＦインプラントで処置した実験的欠損は、コントロール欠損（インプラント無し）と比較して最大量の新骨形成（平均値９５±１７パーセント）（ｐ＜０．０２）を示した。

顎顔面および下顎骨の再構築において、移植片材料での骨空隙の充填は、新骨再生の過程の間中の構造支持の不足に起因して、難しいままである。不飽和ポリエステルポリ（プロピレングリコール−ｃｏ−フマル酸）（ＰＰＦ）および２つの異なる型のヒドロキシアパタイトから作った（μｍサイズ、またはｎｍサイズのヒドロキシアパタイト充填剤のいずれか、および発泡性の気泡剤の存在下で架橋した）生体再吸収可能な骨修復材料を調製した。この骨修復材料は、クエン酸および重炭酸ナトリウムの反応の間に二酸化酸素を生成することにより、インビボで多孔性を発達させ、これらの材料の反応は、それぞれ１００〜１０００μｍの孔サイズを有する、制御された孔の生成および拡大を担う。２つの、重要ではない、直径４ｍｍの皮質欠損を、２８日齢のＳｐｒａｇｕｅ Ｄａｗｌｅｙラットの頭蓋冠において作った。それぞれの動物において、以下の材料の１つを用いて、１つの欠損を処置した：μｍサイズのヒドロキシアパタイトを有するＰＰＦ処方物、ｎｍサイズのヒドロキシアパタイトを有するＰＰＦ、および無機質脱落した骨マトリクス。対合コントロールとして働かせるために、第２の欠損を、治癒を受けないままで残した。それぞれ２４頭の動物を含む４セットを、術後１週目、２週目、４週目、および７週目で評価し、それぞれの評価で、それぞれの充填材料で処置した８頭の動物を使用した。対合部位での新骨形成量および炎症性浸潤の存在を分析するために、Ｘ線写真技術および組織学的技術を使用した。

治癒工程の組織学的分析は、コントロール欠損（空のまま残された）と比較した場合、ＰＰＦ骨修復材料の両処方物を用いた頭蓋骨欠損の治癒がすぐれていることを示した。新たに形成された骨の再構築は、ｎｍサイズのヒドロキシアパタイトを含むＰＰＦ処方物を使用してより前進したようであった。これらの所見を、新骨形成の組織形態計測分析によって確証した。炎症性細胞は、１週目の群においてのみ留意され、そして材料の型に関連しなかった。炎症性浸潤は、後者の術後時間で評価された全ての他の群において非存在であった。本研究の結果は、頭蓋骨欠損モデルにおけるこの多孔性のＰＰＦベースの骨修復材料の生体適合特性および骨伝導特性の両方を証明した。

（実施例７．ラットにおける下顎骨欠損の治癒に関する４つのＰＰＦ／ＨＡ処方物の、二重盲検化され制御される平行研究）
本研究の主題は、ラットに作られた下顎骨欠損の治癒を促進するために局所的に投与した、異形成移植片処方物の効率を評価することであった。

（材料および方法）
１６０頭のラットを、１群３２頭の動物で、５群に無作為化した：ポジティブコントロール群および４つの試験群。全ての群に異なる処置を割り当てた。０日目に、それぞれの動物の健康状態を調べた。次いで、これらの動物の体重を計り、無作為化し、そして番号付けした。手術を実行した。標本を、４つの時間点（１週目、２週目、４週目および７週目）で集めた。

動物の体重を計り、次いで、塩酸ケタミン（１００ｍｇ／ｋｇ）およびキシラジン（５ｍｇ／ｋｇ）の単回腹腔注射で麻酔した。下顎骨枝を、右側および左側に関して左右対称に曝露した。それぞれの動物において、ロータリー・ドリルを使用して４ｍｍの穴を開けることにより、下顎骨欠損をそれぞれの側において作った。欠損をリンガーラクテートで洗浄した。全ての動物において、この左側の欠損を処置しなかった。群１の右側の欠損を、Ｍｕｓｃｕｌｏｓｋｅｌｅｔａｌ Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔ ＦｏｕｎｄａｔｉｏｎからのＧｒａｆｔｏｎ Ｐｕｔｔｙ（登録商標）として市販される、無機質脱落したヒト骨マトリクスでパッキングした。群２、３、および４の右側の欠損を、３つのＰＰＦベースの処方物のうちの１つでパッキングし、群５を自己移植片のみでパッキングした。結節縫合を使用して、切開を閉鎖した。この領域を清潔にし、そして創傷治癒用液体で覆った。このラットに、腹腔予防用量のペニシリンＧ（２５，０００Ｕ／ｋｇ）を与えた。手術から１時間後、それぞれのラットは、ブプレノルフィンの腹腔用量（０．０５ｍｇ／ｋｇ）を受けた。

それぞれの群から８頭の動物を、術後1週目、２週目、４週目、および７週目で屠殺した。標本を生理食塩水に浸したガーゼに包み、そして評価のために治験依頼者に送った。

被験材料（上述するように組織化した、ＨＡ粒子を含む架橋したＰＰＦ）を、Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ、Ｉｎｃ．からの技術者によって調製させた。被験材料を、右側の下顎骨に作った欠損中へ、低い粘度で徐々（２分以内の混合）にパッキングした。ポジティブコントロールの群において、粉末と生理食塩水との組み合わせにより、無機質脱落したヒト骨マトリクス（Ｍｕｓｃｕｌｏｓｋｅｌｅｔａｌ Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔ ＦｏｕｎｄａｔｉｏｎからのＧｒａｆｔｏｎ Ｐｕｔｔｙ（登録商標））を高粘度のスラリーに混合し、次いで、わずかなオーバーフィルを有する欠損内にパッキングした。この欠損を、この試験インプラント材料の配置から５分後に閉鎖した。切開を、結節縫合で閉鎖した。

切片化した下顎骨（１フィルムあたり２）を、Ｋｏｄａｋ Ｏｃｃｕｓａｌフィルム上の外側に置いた。Ｘ線写真を撮影した。左および右の欠損のＸ線写真を処置については盲検にし、そしてｘ軸およびｙ軸にそって測定した。ｘ軸およびｙ軸の測定値の平均値を計算し、そして総面積を計算した。総面積をグラフ化した。左の欠損と右の欠損との間のパーセント差を計算し、そしてグラフ化した。

（結果）
それぞれの被験材料についての平均下顎骨欠損面積を決定した。左側の欠損（未処置のコントロール）および右側の欠損（試験インプラント）の平均面積を決定し、そしてこれは、４週目での１００％自己移植片とそのコントロールとの間の有意差（ｐ＜０．００１）および４週目での７５％ＰＰＦ／ＨＡ＋２５％自己移植片とそのコントロールとの間の有意差（ｐ＝０．００７）を示した。

未処置の欠損および同じ下顎骨由来の無機質脱落した骨を受ける欠損についての面積のプロットを、円の方程式（πｒ^２）の面積を使用してｘ軸およびｙ軸の平均値から計算した。群の平均値およびこの平均値の標準偏差（ＳＥＭ）を、それぞれの週について計算した。このプロットは、未処置の欠損領域および無機質脱落した骨を受ける欠損について面積を示す。

ＰＰＦ／ＨＡ処方物で処置した下顎骨欠損面積を決定した。未処置欠損および同じ下顎骨由来の１００％ＰＰＦ／ＨＡを受ける欠損についての面積を、円の方程式（πｒ^２）の面積を使用してｘ軸およびｙ軸の平均値から計算した。群の平均値およびこの平均値の標準偏差（ＳＥＭ）を、未処置欠損および１００％ＰＰＦ／ＨＡを受ける欠損について、それぞれの週に関して計算した。図５は、未処置欠損および２５％ＰＰＦ／ＨＡ−７５％自己移植片を受ける欠損のための欠損面積および未処置欠損および１００％自己移植片を受ける欠損について欠損面積を比較する。ｔ検定は、未処置欠損面積が、４週目で１００％自己移植片を移植した欠損の面積より有意に小さい（ｐ＜０．００１）ことを示す。未処置欠損および７５％ＰＰＦ／ＨＡ−２５％自己移植片を受けた欠損についての面積を比較した。ｔ検定は、未処置欠損面積が、４週目で１００％自己移植片を移植した欠損の面積より有意に小さい（ｐ＝０．００7）ことを示した。これらの結果は、この４つの試験群のうちの未処置（ネガティブ）コントロールは、１週目での無機質脱落した骨および１００％ＰＰＦ／ＨＡを除いて、統計的に等しいことを証明する。これらの結果は、ＰＰＦ／ＨＡの混合物は、自己移植片のあるなしに拘わらず、１００％自己移植片での処置と類似の速度で治癒を達成することを示す。

（実施例８．頭蓋骨欠損の修復）
頭蓋骨欠損を修復するための類似の研究を実行した。

（方法）
それぞれの動物において、確立した動物モデルを使用して、２つの頭蓋骨欠損を作った。手術の前に、塩酸ケタミン（１００ｍｇ／ｋｇ）およびキシラジン（５ｍｇ／ｋｇ）の腹腔内注射により、動物に麻酔した。手術部位を剃毛し、そしてＢｅｔａｄｉｎｅ（ポビドンヨード）およびアルコール（Ｄｕｒａ−Ｐｒｅｐ；３Ｍ Ｈｅａｌｔｈ Ｃａｒｅ、Ｓｔ．Ｐａｕｌ、ＭＤ、ＵＳＡ）の溶液で磨いた。ラットの頭蓋後部に３ｃｍの縦切開を作ることにより、この頭蓋冠を露出した。骨膜を剥ぎ取り、そして２つの直径４ｍｍの十分な厚みの骨穴を、ロータリー・ドリルを使用した類似サイズの骨円盤の除去により、平行して作り、そして乳酸化リンガー溶液で洗浄した。止血が達成された後、移植を開始した。全ての動物において、左側の欠損は、未処置であった。右側欠損は、インプラントを受けた。柔組織および皮膚を、断続性の吸収性縫合糸を用いて、層状に閉鎖した。これらのラットに、腹腔予防用量のペニシリンＧ（２５，０００Ｕ／ｋｇ）を与えた。手術から１時間後に、鎮痛薬としてブプレノルフィン（０．０５ｍｇ／ｋｇ）を筋内投与した。

（結果）
以下の結果が得られた：
無機質脱落した骨で充填した欠損面積は、１週目では、そのコントロールの欠損面積より８．２％小さい。無機質脱落した骨で充填した欠損面積は、２週目では、そのコントロールの欠損領域より０．７％大きい。無機質脱落した骨で充填した欠損領域は、４週目では、そのコントロールの欠損領域より５６．１％小さい。無機質脱落した骨で充填した欠損領域は、７週目では、そのコントロールの欠損領域より１１７．８％小さい。

ＰＰＦ／μｍ ＨＡで充填した欠損領域は、１週目では、そのコントロールの欠損より３０．７％小さい。ＰＰＦ／μｍ ＨＡで充填した欠損領域は、２週目では、そのコントロールの欠損より２９．４％小さい。ＰＰＦ／μｍ ＨＡで充填した欠損領域は、４週目では、そのコントロールの欠損より１５０．６％小さい。ＰＰＦ／μｍ ＨＡで充填した欠損領域は、７週目では、そのコントロールの欠損より３０７．４％大きい。

ＰＰＦ／ｎｍ ＨＡで充填した欠損面積は、１週目では、そのコントロールの欠損より２３．６％小さい。ＰＰＦ／ｎｍ ＨＡで充填した欠損面積は、２週目では、そのコントロールの欠損より３０．５％小さい。ＰＰＦ／ｎｍ ＨＡで充填した欠損面積は、４週目では、そのコントロールの欠損より１２３．０％小さい。ＰＰＦ／ｎｍ ＨＡで充填した欠損面積は、７週目では、そのコントロールの欠損より３０．４％小さい。２週目で、ＰＰＦ／ｎｍ ＨＡで充填した欠損 対 未処置欠損中の欠損面積において、有意な差が存在した（ｐ＝０．００４）。２週目で、ＰＰＦ／ｎｍ ＨＡで充填した欠損 対 無機質脱落した骨で充填した欠損間の欠損面積において、有意な差が存在した(ｐ＝０．０１４)。

図１は、軸方向への圧縮の間の、無傷の運動セグメントを基準にした不完全な負荷および硬さを要約する。図３．ＣＳＩ−０２．下顎骨欠損領域。未処置の欠損の領域および同じ下顎骨から無機質脱落された骨を受容する欠損は、ｘ軸およびｙ軸の平均値から、円の方程式（πｒ^２）の領域を使用して計算された。群の平均および標準偏差（ＳＥＭ）は、各週計算された。このプロットは、未処置および無機質脱落骨を受容する欠損のための領域を示す。

Claims (32)

1. 骨修復のための生体再吸収可能な骨伝導性組成物であって、以下：
   ａ）生体再吸収可能なポリマー
   ｂ）生体適合性のミクロ充填剤またはナノ充填剤；および
   ｃ）孔または孔生成材料、
   を含む、組成物。
2. 請求項１に記載の組成物であって、ここで、前記充填剤が、金属、炭酸カルシウム、炭素、バイオセラミック、および合成材料からなる群から選択される、組成物。
3. 請求項１に記載の組成物であって、ここで、前記充填剤が、バイオセラミックである、組成物。
4. 請求項１に記載の組成物であって、ここで、前記充填剤が、ヒドロキシアパタイトである、組成物。
5. 請求項１に記載の組成物であって、ここで、前記充填剤が、金属である、組成物。
6. 請求項５に記載の組成物であって、ここで、前記生体再吸収可能なポリマーが、ポリ（Ｌ−乳酸）、ポリ（Ｄ Ｌ−乳酸）、ポリ（Ｄ Ｌ−乳酸−ｃｏ−グリコール酸）、ポリ（グリコール酸）、ポリ（ε−カプロラクトン）、ポリオルトエステル、ポリ無水物、ポリジオキサノン、共ポリ（エーテル−エステル）、ポリアミドポリラクトン、およびクエン酸、イソクエン酸、シス−アコニット酸、α−ケトグルタル酸、コハク酸、リンゴ酸、オキサロ酢酸およびフマル酸からなる群から選択される酸から生成されるポリエステルならびにそれらの組み合わせからなる群から選択される、組成物。
7. 請求項６に記載の組成物であって、ここで、前記生体再吸収可能なポリマーが、架橋剤を用いて架橋可能であるポリエステルである、組成物。
8. 請求項７に記載の組成物であって、ここで、前記生体再吸収可能なポリマーが、ポリ（プロピレングリコール−フマル酸）である、組成物。
9. 請求項８に記載の組成物であって、ここで、前記架橋剤が、ビニルピロリドンおよびメチルメタクリル酸塩からなる群から選択される、組成物。
10. 請求項９に記載の組成物であって、ここで、前記架橋剤が、ビニルピロリドンである、組成物。
11. 請求項１に記載の組成物であって、１００ミクロンと１０００ミクロンとの間の範囲にある孔を含む、組成物。
12. 孔形成剤を含む請求項１に記載の組成物であって、ここで、前記孔または孔生成材料が発砲剤である、組成物。
13. 請求項１２に記載の組成物であって、ここで、前記発砲剤が、カーボネートおよび酸である、組成物。
14. 孔形成剤を含む請求項１に記載の組成物であって、該孔形成剤が、前記ポリマーについて、非溶媒を用いて浸出可能である粒子および炭酸アンモニウムからなる群から選択される、組成物。
15. 請求項１に記載の組成物であって、充填剤としてポリ（プロピレングリコールフマル酸）およびヒアルロン酸粒子を含む、組成物。
16. 請求項１に記載の組成物であって、さらに、生物学的に活性な材料を含む、組成物。
17. 請求項１に記載の組成物であって、さらに、同種移植片、自己移植片、異種移植片および無機質脱落骨からなる群から選択される移植片材料を含む、組成物。
18. 請求項１６に記載の組成物であって、ここで、前記生物学的に活性な材料が、細胞および治療剤からなる群から選択される、組成物。
19. 請求項１８に記載の組成物であって、前記生物学的に活性な材料が、増殖因子、抗生材料、抗ウイルス剤、抗真菌薬、免疫刺激剤、および免疫抑制剤からなる群から選択される治療剤である、組成物。
20. 請求項１に記載の組成物であって、ここで、前記組成物が、足場の形態である、組成物。
21. 請求項１に記載の組成物であって、ここで、前記組成物が、さらに繊維または他の構造支持体を含む、組成物。
22. 請求項１に記載の組成物であって、骨修復または骨再生のための部位へ移植するためのインプラントへと形成されている、組成物。
23. 骨修復または骨再生のための方法であって、以下：
    それらを必要とする部位へ組成物を提供する工程、
    を包含し、ここで、該組成物が、
    ａ）生体再吸収可能なポリマー
    ｂ）生体適合性のミクロ充填剤またはナノ充填剤；および
    ｃ）孔または請求項１〜２２のうちのいずれか１項によって規定されるような孔生成材料、
    を含む、方法。
24. 請求項２３に記載の方法であって、ここで、前記組成物が、歯周部の修復または再生のための部位に移植される、方法。
25. 請求項１８に記載の方法であって、ここで、前記組成物が、歯槽の修復または再生のための部位に移植される、方法。
26. 請求項１８に記載の方法であって、ここで、前記組成物が、上顎骨の修復または再生のための部位に移植される、方法。
27. 請求項１９に記載の方法であって、ここで、前記組成物が、歯周部の再生のための部位に移植され、ここで、該移植する工程が、以下：
    歯周部インプラントを哺乳動物被験体の歯骨隆起上に挿入する工程を包含し、さらに：
    ａ）該骨隆起を覆う組織内に切開を作る工程；
    ｂ）該組織が該骨隆起から分離するように、該組織にトンネルを作る工程；
    ｃ）該組織の下に、歯周再生システムを注入する工程；
    ｄ）該インプラントの２つの部分をともに固定する工程；
    ｅ）該切開を縫合する工程；および
    ｆ）骨膜下インプラントシステムを挿入する工程、
    を包含する、方法。
28. 請求項２７に記載の方法であって、生体活性剤を前記組成物とともに投与する工程、治療上有効な量の増殖因子を、前記歯周再生システムに直接適用する工程を包含する、方法。
29. 請求項２８に記載の方法であって、ここで、前記増殖因子が、２つのβ鎖を有する形態の血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ−ＢＢ）、α鎖およびβ鎖を有する形態の血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ−ＡＢ）、ＩＧＦ−Ｉ、およびＴＧＦ−βからなる群から選択される１つ以上の因子である、方法。
30. 請求項２３に記載の方法であって、ここで、前記組成物が、移植前に補綴インプラントへと形成される、方法。
31. 請求項２３に記載の方法であって、ここで、前記組成物が、骨移植片増量剤を形成する、方法。
32. 請求項３１に記載の方法であって、ここで、前記組成物が、移植片材料を含む、方法。
    

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